Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină [630482]

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină
BIOMATERIALE

1. SCURT ISTORIC

Nefiind scris ă o istorie completă a biomaterialelor, se poate urm ări dezvoltarea
multimilenar ă a lor prin intermediul progreselor realizate în arta și știință.
Realizările în domeniul biomaterialelor au la baz ă trei domenii științifice: chimia,
biologia și fizica , apoi aplica țiile tehnice sau ”punerea în operă “ culminând cu realizările
clinice .
Din totdeauna oamenii au fost preocupa ți de restaurarea unor p ărți ale corpului,
deteriorate sau pierdute datorit ă unor accidente sau boli. Printre primele griji ale oamenilor a
fost restaurarea danturii care, de regul ă, se deteriora prima datorit ă modului de via ță și de
hrană. Astfel, cele mai vechi exemple de proteze dentare se pare c ă au fost lucr ărilor din aur
ale fenicienilor, etruscilor și, mai târziu, ale grecilor și romanilor.
Aurul este considerat unul din cele mai v echi materiale utilizate, fiind folosit în
scopuri stomatologice de cel pu țin 2500 ani . De asemenea, babilonienii, asirienii și egiptenii
(4500 – 4000 îen) prelucrau și utilizau aurul, argintul, cuprul și plumbul. Fenicienii (2700
îen), unul din cel mai mare popor comerc ial al lumii antice, erau considera ți cei mai pricepu ți
metalurgi ști ai antichităț ii au răspândit în bazinul mediteranian cultura prelucr ării metaleor
precum cea a cositorului (epoca bronzului, 1000 – 3000 îen) sau a fierului (~990 îen). Din ții
folosiți de antici erau umani sau ciopli ți din din ți de animal, precum cei din filde ș.
Hippocrates (n ăscut în 460 îen) utiliza firele din aur și in în imobilizarea fracturilor osoase.
Tot Hippocrates a fost inventatorul unui cle ște de extrac ție dentar ă precum și a altor
instrumente stomatologice. Se pare, totu și, că în perioada antică materialele utilizate în
restaurarea dentar ă erau simple și în număr redus, iar lucr ările erau grosolane.
Realizările în domeniul biomaterialelor în pe rioada de la înce putul erei noastre și până
în jurul anului 1500, datorit ă misticismului și fanatismului religios, sunt total dezam ăgitoare.
Totuși în anul 659 e.n. s-a turnat primul aliaj dentar utilizat de om în medicina chinez ă:
amalgamul cu compozi ția 100 părți Hg, 45 p ărți Ag și 900 părți Sn. Sfâr șitul Evului mediu,
marcat de inventarea tiparului (1436) și de descoperirea Americii ( 1492) constituie practic
trezirea popoarelor. S-au înfiin țat numeroase universit ăți cu facult ăți tehnice ș i medicale la
1

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină
Bolognia, Oxford, Paris sau Montpellier. De și erau cunoscute înc ă din antichitate utilizarea
foliilor de aur pentru obturarea cavit ăților a reprezentat un salt semnificativ în tehnica de
restaurare. O serie de scrieri ale lu i Plinius (23 -79), Theophilus (sec.XI) și Cellini (1558)
descriu activit ăți desfășurate de pictori, bijutieri, sculptori, metalurgi etc. Niciunul dintre ei
nu-și arogă originalitatea practicilor lor, ceea ce demonstreaz ă existența acestor metode.
Preotul Theophilus în “Eseu asupra artelor” descri e turnarea unei cupe de argint prin metoda
“cerii pierdute“ sau metoda elimin ării modelului de cear ă. Această metodă s-a aplicat în
stomatologie dup ă multe secole. De asemenea, și Plinius și Theophilus și Cellini au descris
lipirea aurului prin utilizarea acetatului de cupru, salpetrului (azotat de potasiu) și boraxului.
La sfârș itul secolului al XVI-lea, în Italia, Fran ța și Germania, din ții din os și fildeș se
fixau de cei vecini prin sârme de aur și argint. În 1728 Pierre Fouchard men ționează plumbul,
cositorul și aurul ca materiale de obtura ție, iar utilizarea acelor dentare era o practic ă de
rutină. Anul 1789 este anul introducerii porț elanului în uzul dentar, un eveniment deosebit
pentru practica utiliz ării biomaterialelor în stomatolog ie. Începând cu secolul XVII (1746)
încep să apară primele c ărți despre stomatologia mecanic ă și deci și noi biomateriale
restaurative. Studiul biomaterialelor a realizat un salt semnificativ dup ă 1900.
Folosirea biomaterialelor nu a fost util ă până la descoperirea tehnicii chirurgicale
aseptice, descoperită și studiată de Lister în anii 1860. Interven țiile chirurgicale precedente,
fie că biomaterialele erau sau nu folosite, în general e șuau, din cauza infec țiilor ce ap ăreau.
Problemele cauzate de infec ții tind să se agraveze în prezen ța biomaterialelor, deoarece
implantul poate fi incompatibil cu celulele care confer ă imunitate corpului. În general,
implanturile care s-au bucurat de succes, atât cele timpurii, cât și o mare parte a implanturilor
moderne, au fost acelea realizat e la nivelul sistemului osos. Pl ăcile osoase au început s ă fie
înlocuite de pe la începutul secolului XX, pentru vindecarea fracturilor . La început, primele
placi se rupeau, din cauza modelului mecanic rudimentar : erau prea sub țiri, iar centrul de
greutate era situat pe col țuri. Totodat ă, s-a descopeit c ă materiale precum vanadiul, materiale
alese tocmai pentru propriet ățile lor mecanice, sufereau procesul de coroziune în interiorul
corpului. Modele și materiale mult mai bune au fo st ulterior descoperite. Odat ă cu
descoperirea metalelor inoxidabile, și a aliajelor de cobalt și crom în anii 1930, procesul de
fixare și de vindecare a fracturilor a cunoscut mult mai mult succes, iar prima interven ție de
înlocuire a articula ților a reu șit. Cât despre polimeri, s-a descoperit că piloții de avioane de
război din timpul celui de-al II-lea R ăzboi Mondial care erau r ăniți cu fragmente din
acoperișul din plastic al ap aratului de zbor ( polimetil metacrilat – PMMA ), nu sufereau de
reacții adverse cronice din cauza prezen ței acelor fragmentate în corp. De atunci, PMMA a
2

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină
început sa fie foarte des folosit în opera țiile de înlocuire a corneei sau chiar în înlocuirea unor
porțiuni de os cranian afectate. U lterior, noi descoperiri s-au f ăcut în ceea ce prive ște
folosirea biomaterialelor, cum ar fi de exemplu înlocuirea vaselor de sînge, tehnic ă
descoperit ă în anii 1950 ; înlocuirea valvulei cardiace și a articula țiilor în anii 1960. În
ultimii ani, multe alte inova ții în acest domeniu au fos f ăcute.
Astăzi, există centre specializate de studiere a biomateriale lor, afiliate sau nu, pe
lângă universit ăți de prestigiu, colective interdisciplinare de chimi ști, biologi, fizicieni,
informaticieni sau ingineri metalurgi. Cercet ările sunt focalizate pe materiale metalice,
ceramice, polimerice sau de tip compozit.

2. INTRODUCERE IN BIOMATERIALE

S-a descoperit, c ă in tratarea bolilor si r ănilor, pot fi utile o multitudine de materii
nevii. Exemple comune ar fi suturile și lipirea din ților. Prin biomaterial se intelege un
material sintetic folosit pe ntru a înlocui o parte a unui sistem viu sau pentru a func ționa in
strânsa legatură cu un ț esut viu . După Catedra de Biomateriale a Universit ătii Clemson, in
mod formal, biomaterialul este “ o substant ă inertă din punct de vedere sistematic și
farmacologic, creat ă pentru a fi implantată în sau pentru a convietui al ături de sisteme vii.”
Dimpotriv ă, prin material biologic se înțalege un material cum ar fi structura osoas ă sau
smalțul dinților, produs de un sistem biologic. Materiale artific iale care pur și simplu intr ă in
contact cu pielea, cum ar fi aparatele auditive sau protezele pentru bra țe, nu sunt biomateriale
de vreme ce pielea joac ă rol de barier ă față de mediul extern. Biomaterialele sunt folosite, a șa
cum indic ă și Tabelul 1-1, pentru a înlocui o parte a corpului care și-a pierdut func țiile din
cauza unei boli, ca sprijin in procesul vindec ării, pentru a ameliora func ții și pentru a corecta
anomalii. Importan ța biomaterialelor a crescut și datorită inovațiilor aduse în multe ramuri ale
medicinei. De exemplu, o dată cu descoperirea antibioticelor, bolile infec țioase nu mai
reprezintă o așa mare amenin țare cum fuseser ă în trecut, a șa încât bolile degenerative cap ătă
o mai mare importan ță. Ba mai mult, inova țiile în tehnicile de chirurgie au f ăcut posibil ă
folosirea materialelor în domenii în care pân ă atunci nici nu fusese posibil ă utilizarea lor.
Scopul acestui curs este familiarizarea cu tehnicile de folosire a materialelor în
medicină și cu bazele aplic ării acestor tehnici. Cursul de biomateriale poate fi o baz ă,
nivel încep ători dar și avansați, pentru studen ții la bioinginerie medical ă dar ș i la
masterate pentru fizicieni, chimi ști, ingineri sau arti ști.
3

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină
Acțiunea și performan ța materialelor în corpul uman poate fi studiată din mai multe
perspective. În primul rând, putem caracteriza biom aterialele din punct de vedere al zonei cu
probleme ce trebuie vindecat ă, ca în Tabelul 2-1.
Tabelul 2-1. Folosirea biomaterialelor
.
Zonele afectate Exemple
Înlocuirea unui p ărți bolnave sau afectate -articulația artificial ă a șoldului, aparat pentru dializ ă renală
Îmbunatățirea func țiilor -suturi, proteze si șuruburi osoase dentare
Tratarea unor anomalii -proteză Harrington pentru coloana vertebral ă
Corectarea problemelor cosmetice -mamoplastie, corectarea b ărbiei
Ajutor în diagnosticare -probe și catetere
Ajutor în tratament -catetere, tuburi de dren

În al doilea rând , putem lua în consideratie corpul doar la nivelul țesuturilor,
organelor (Tabelul 2-2) sau întregului sistem (Tabelul 2-3). În al treilea rând, putem pune
accent pe clasificarea materialelor în metale, polimeri, ceramice și compușii lor, dup ă cum se
prezintă în Tabelul 2-4. În acest caz, func ția principal ă a unor materiale precum
biomaterialele vizeaz ă felul cum interac ționeaza materialul și corpul, mai exact, influenț a pe
care o exercită mediul din corp asupra materialului și efectul materialul ui asupra corpului.
Tabelul 2-2. Biomateriale în organe

Organ Exemple
Inimă -pacemaker cardiac, valvul ă cardiacă artificial ă
Pămâni -oxigenator
Ochi -lentile de contact, transplant de cristalin
Ureche -aparate auditive, refacerea cosmetica a urechii externe
Oase -proteze osoase
Rinichi -aparat pentru dializa renal ă
Vezica urinar ă -cateter

Este evident faptul c ă cele mai curente aplica ții ale biomaterialelor vizeaz ă chiar și
acele organe și sisteme care nu sunt neap ărat structurale prin însăș i natura lor sau func ții
chimice sau fizice. Func țiile chimice complexe precum cele ale ficatului și funcțiile fizice sau
electromagnetice ca ale creierului și organelor de sim ț nu pot fi îndeplinite de biomateriale.
[Pentru complet ări, a fost introdus în curs și un capitol despre transplantul de organe și țesuturi.]

Tabelul 2-3. Biomaterialele în sistemele din corp

4

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină
Sistem Exemple
Sistemul osos Proteză osoasa, înlosuirea total ă a articula țiilor
Sistemul muscular Suturi
Sistemul digestiv Suturi
Sistemul circulator Valvulă cardiacă artificial ă, vase sangvine artificiale
Sistemul respirator Aparat pentru respira ție artificial ă
Sistemul tegumentar Suturi, pansament osos, pliele artificial ă
Sistemul urinar Catetere, aparat pentru dializ ă renală
Sistemul nervos Drenaj hi drocefalic, pacemaker cardiac
Sistemul endocrin Grupări de celule pancreatice încapsulate
Sistemul reproductiv Mamoplastie și alte ameliorări cosmetice

2.1. Clasificarea biomaterialelor
Calitatea unui material utilizat la construc ția unui implant trebuie s ă respecte
următoarele dou ă criterii : criteriul biochimic și criteriul biomecanic . Conform criteriului
biochimic, aplicabilitatea unui material este determinat ă de biocompatibilitatea sa, iar din
punct de vedere biomecanic de rezistența la oboseal ă, cel mai important parametru dar nu
singurul.
O clasificare uzual ă a biomaterialelor, / V.Bulancea, St.Lacatusu, I.Alexandru (2006) /, este
realizată pe criterii structurale, în patru clase mari de biomateriale, Tabelul 2-4, metalice,
ceramice, polimerice și compozite .
Cele mai uzuale și cunoscute sunt biomaterialele metalice . Majoritatea materialelor
metalice, Fe, Cr, Co, Ni, Ti, Ta, Mo ș i W, utilizate pentru majoritatea implantelor, sunt
tolerate de țesuturile vii în cantit ăți foarte mici, deș i unele elemente metalice sunt esen țiale
pentru func țiile celulare. Se men ționează o categorie special ă de aliaje cu « memoria
formei », după deformare plastic ă ele revin, prin înc ălzire, la forma ini țială. [Aplicații medicale:
pentru anevrisme intracraniene, filtre pentru vena cav ă, implanturi ortopedice etc.].
Biomaterialele ceramice sunt compu și policristalini, de obi cei anorganici: oxizi
metalici (alumina), carburi, hidride refractare, sulfide, selenide . [Principalele biomateriale ceramice
sunt utilizate, în special, în stomatologie : coroane dentare, pentru asp ectul estetic deosebit, rezisten ței mari la
compresiune și lipsei de reac ție cu lichidele corpului uman].
Biomaterialele compozite se formeaz ă din două sau mai multe faze distincte cu
proprietăți diferite de materialul omogen. Materialul de adaos dintr-un compozit poate avea
formă de particule, fibre sau benzi . Materialele compozite fibroase sau sub form ă de benzi
laminate sunt compozite anizotrope , iar cele cu incluziuni sub form ă de particule distribuite
uniform în matrice sunt compozite izotrope. Compozitele anizotrope au rezisten ță mai mare
5

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină
decât cele izotrope. Compozitele aniz otrope pot fi folosite doar dac ă se cunoa ște direcția de
aplicare a tensiunii. De asemenea, este necesar ca fiecare constituent al compozitului s ă fie
biocompatibil ceea ce înseamn ă ca interfa ța dintre constituen ți să nu fie degradat ă de mediul
corpului. [Aplicații medicale: compozite dentare pentru plombe, metilmetacrilatul ranforsat cu fibre de carbon
sau cu particule osoase, zirconia, ciment osos].
Biomateriale polimerice sunt materiale realizate prin legarea unor molecule mai mici
(meri) prin leg ături covalente primare într-un lan ț principal. . [Aplicaț ii medicale: implante pentru
înlocuirea sau refacerea țesuturilor moi umane – suturi, vase de sânge, piele artificial ă].

Tabelul 2-4 . Materiale folosite în corpul uman

Materiale Avantaje Dezavantaje Exemple
POLIMERI
Nylon
Silicon
Teflon
Dacron
Elastic
Ușor de fabricat
–
–
Nu e rezistent
Se deformeaz ă în timp
Se poate degrada
–
Suturi, vase sangvine,
articulațiile șoldului, ureche,
nas, alte țesuturi moi
METALE
Titan
Oțeluri inoxidabile
Aliaje Co-Cr
Aur
Dur, greu
Elastice

Poate intra în coroziune
Dens

Înlocuirea articula țiilor,
plăcilor și șuruburilor
osoase, implanturi de
rădăcină dentară
CERAMICE
Oxid de aluminiu
Carbon
Hidroxiapatit ă
Zirconia
Sticlele ceramice
Foarte biocompatibil
Inert
Rezistent la compresie
Fragil, sfărâmicios
Greu de ob ținut
Nu este elastic
Alveole dentare ; articula ția
șoldului
COMPOSITE
Carbon-Carbon
Rezistent, maleabil
Greu de ob ținut
Implanturi de articula ții ;
valvule cardiace

O clasificare complet ă este propus ă de Muster (1999) care introduce un nou criteriu
privind originea biomaterialelor.
După acest criteriu clasificarea biomaterialelor poate fi:
1. Biomateriale care nu sunt de origine vie :
1.1. Biomateriale metalice
• Metale pure – pre țioase (Au, Ag, Pt)
– nepreț ioase (Ti, Ta, W, Nb)
• Aliaje metalice – o țeluri inoxidabile austenitice
– de titan (TiAl 6V4, TiAl 5Fe2,5)
– tip cobalt – crom (cu sau f ără W, Mo, Ni)
6

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină
• Compuși intermetalici – amalgame dentare
– compu și sau aliaje cu memoria formei
1.2. Biomateriale ceramice
• Bioinerte – pe baz ă de oxizi (Al 2O3, ZrO 2)
– pe baz ă de carburi și nitruri (Si, Ti)
• B io a c tiv e – p e b a z ă de fosfat de calciu (hidroxiapatit ă – HA,
fosfat tricalcic – TCP)
– pe baz ă de alte s ăruri ale calciului (carbona ți,
sulfați, aluminaț i)
1.3. Biomateriale pe bază de polimeri de sintez ă
• Elastomeri: siliconi, poliuretani;
• Materiale plastice – termodurificabile (r ățini epoxi, triazine etc.)
– termoplastice (PMMA, PHEMA, PVA,
polietilena, PTFE, polisulfon, PEEK etc.)
– bioresorbabile: acid poliglicolic – PGA, acid polilactic – PLA)
1.4. Biomateriale composite de sintez ă
• De tip organo – organice
• De tip mineralo – minerale
• De tip organo – minerale
2. Biomateriale de origine biologică
3. Biomateriale composite mixte
[ Totuși din gama de biomateriale descrise pu ține sunt cele utilizate, și aceasta datorit ă biocompatibilit ății
reduse a unei p ărți din ele. Ca tehnic ă de vârf, se fac cercet ări privind elaborarea unor biomateriale spongioase
dar în acela și timp și cu rezisten ță mecanică mare. Din aceast ă categorie pot face parte spumele poliuretanice
sau aliajele metalice tip spum ă în care pot fi cultivate celule vii pentru realizarea unor țesuturi vii deci cu
biocompatibilitate foarte ridicat ă].
Pentru selec ția biomaterialelor, în scopul realiz ării unui implant, este necesar ă luarea
în considera ție a unei multitudini de factori ca: economic, mecanic, electric, mediu (chimic),
siguranță (biologic), termic, suprafa ță, estetic, porforman ță și cercetare, /Bunea/.

2.2. Proprietăț ile biomaterialelor

7

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină
Reuș ita acțiunii unui biomaterial în corp depinde de anumi ți factori cum ar fi
proprietățile materiale, design și biocompatibilitatea materialului folosit, precum și alți
factori care nu se afl ă sub controlul direct al inginerului, incluzând în aceast ă categorie și
tehnica folosit ă de chirurg, starea de s ănătate a pacientului, precum și preocup ările
pacientului. Dac ă desemnăm o valoare numeric ă f probabilit ății de eșec (nereu șită) al unui
implant, atunci coeficientul de fiabilitate ( reabilitate)(r) poate fi exprimat astfel :
r = 1 – f 1.1
Dacă, așa cum se intâmpl ă de cele mai multe ori, se întâmpl ă să existe mai multe
modalități de eș ec, fiabilitatea total ă rt este dat de produsul fiabilit ăților ri = (1 – fi ), etc.:
r t = r 1r2···rn 1.2
Astfel, la un implant f ăcut în cazul unei fracturi, chiar dac ă una dintre modalit ățile de
eșec este ținută sub control astfel încât fiabilitatea corespunz ătoare să rămană unitară, pot
apărea alte posibilit ăți de eșec, cum ar fi o infec ție, limitând utilitatea implantului
reprezentat ă de fiabilitatea total ă implantului.
Alte modalit ăți de eșec care se poate întâmpla în cazul folosirii unui biomaterial sunt
cazul afect ării implantului de c ătre sistemul imunitar al corpului, ac țiunea nedorit ă a
implantului asupra corpului — ex. toxicitate, pot induce la inflama ții sau chiar la cancer. Prin
urmare, dintre condi țiile importante necesare pentru o bun ă funcționare a implantului sunt,
printre altele, bio-compatibilitatea, bio-func ționalitatea și bio-degradabilitatea.
Biocompatibilitaea presupune acceptarea unui implant artificial de c ătre țesuturile din jur și
implicit de c ătre corp în general. Biofuncț ionalitatea este capacitatea implantului de a- și
realiza func ția pentru care este introdus în corp un timp cât mai mare. Biodegradabilitatea
este o proprietate a implantului de a se degrada în aceea și durată d e t i m p c u țesuturile vii
înconjurătoare sau de a se degrada dup ă realizarea rolului pent ru care a fost introdus.
Materialele biocompatibile nu produc irita ții structurilor înconjur ătoare, nu provoac ă
inflamații, nu dau naș tere unor reac ții alergice, și nu cauzează cancer. Alte ca racteristici care
ar putea fi importante în ac țiunea și structura unui implant pe baz ă de biomateriale sunt
proprietăț i mecanice adecvate, cum ar fi rezistenta , duritatea și durata la oboseal ă ;
proprietăț i optice adecvate în cazul în care materialul urmeaz ă să fie folosit în ochi, piele
sau dinț i ; densitate adecvată ; gradul de prelucrare ; și designul tehnic adecvat.
Cu cât trece mai mult timp de la r ealizarea implantului, cu atât și importan ța și
gravitatea acestor cazuri de e șec diferă din ce în ce mai mult. S ă luăm ca exemplu cazul
înlocuirii tuturor articula țiilor în care infec ția poate s ă apară cel mai probabil imediat dup ă
intervenția chirurgical ă, pe cînd gravitatea sl ăbirii legăturilor articulare ș i a fracturilor devine
8

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină
din ce în ce mai mare o dat ă cu trecerea timpului, a șa cum ne arat ă și Figura 1-1.
Modaliitățile de eșec depind de asemenea și de tipul implantului și de loca ția și funcția
acestuia în corp. De exemplu, e mult mai probabil ca un vas artificial de sânge s ă cauzeze
probleme prin formarea unui cheag sau prin ruperea pere ților acestuia..

Figura 2.1 . Diagram ă schematic ă reprezentând rolul diferitelor posibilit ăți de eșec, având în vedere
faptul ca acestea depind de timp în ceea ce prive ște introducerea protezei pentru articula ții. Nu sunt
prezentate posibilit ăți de eșec de mic ă probabilitate, cum ar fi erorile chirurgicale sau reac țiile alergice
la metale.

Exemplul 2-1

Fie probabilitatea de e șec a unui implant la genunchi în primul an de 5% caz de infec ție, 3% de uzur ă,
2% de sl ăbirea articula țiilor (fragiliate), 1% apari ția unor complica ții chirurgicale și 4% fractur ă. Calcula ți
fiabilitatea implantului în primul an. Presupunând c ă alte 10% din pacienț i se plâng de dureri excesive, calcula ți
din nou fiabilitatea.

Răspuns :

r = (1-0.05)(1-0.03)(1-0.02)(1-0.01) = 0.89 adică una din zece interven ții nu se va bucura de succes.
Dacă la aceasta se mai adauga 10% cazur i în care apar dureri, atunci
r = 0.89(1-0.10) = 0.80 . Se poate observa c ă procentajele de e șuare sunt în mare parte independente.
De fapt, durerile pot surveni datorit ă slăbirii legăturilor în interiorul implantului ce pot avea cauze necunoscute.

Probleme :

2-2. Determina ți șansele de e șec în cazul unei artroplastii de șold la un an și la doi ani, având în vedere
următoarele date. t reprezintă numarul de ani.
Infecție : fi = 0.05 exp ( -t)
Slăbirea articula țiilor : flo = 0.01 exp(+0.2 t)
Fractură : ffr = 0.01 exp (+0.12 t)
9

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină
Uzură: fw = 0.01 exp(+0.1t )
Eroare chirurgical ă : fsu = 0.001

2-3. Cum ar deveni procentajele de la 1-1 dac ă în efectuarea implantului de șold s-ar folosi un material
cum ar fi vanadiul ?
2-4. Discutați fiabilitatea și consecin țele înlocuirii întregului bra ț/ înlocuirii întregii danturi .

SIMBOLURI / DEFINI ȚII

Litere latine :
f = probabilitate de e șec
r = fiabilitatea probabilit ății de realizare a implantului : r = 1 – f

Terminologie :

biocompatibilitate = acceptarea unui implant artificial de c ătre țesuturile înconjur ătoare și de corpul
uman în totalitate;
material biologic = substan ța produsă de un sistem biologic;
biomaterial = materie sintetic ă folosită la înlocuirea unei p ărți a unui sistem viu sau pentru a func ționa
în contact strâns cu țesutul viu ;

2. STRUCTURA SOLIDELOR

Proprietățile unei substan țe sunt determinate de structura acesteia și de compozi ția
chimică. De vreme ce comportamentul chimic depinde esen țialmente de structura dispozi ției
interne a atomilor, toate propriet ățile substan ței pot fi atribuite structurii. Exist ă numeroase
niveluri de structură . Aceste niveluri pot fi caracter izate în mod arbitrar ca fiind : moleculare
sau atomice (0.1…1nm), de ordinul nanometrilor, ultrastructurale sau substructurale (1nm
…1μ m), microstructurale (1μm …1mm) și macrostructurale (>1mm). În cazul elementelor
pure, aliajelor, ceramicelor și polimerilor, majoritatea caracteristicilor structurale sunt la nivel
atomic/molecular. Substan țele policristaline, precum metalele maleabile, sunt alc ătuite din
grăunți/granule, care pot fi chiar de dime nsiuni mari ; cu toate acestea, leg ăturile dintre
granule sunt de natur ă atomică.
3.1 Legăturile atomice

10

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină
Toate substan țele solide sunt formate din atomi lega ți între ei datorit ă interacțiunii
celor mai îndep ărtați electroni (de valență). Forțele de leg ătură dintre atomi sunt de natur ă
electrică. Forțele de leg ătură sau de interac țiune pot fi primare (puternice sau principale
caracterizate prin energii mari de leg ătură între atomi de la 1 la 10 eV/at: Legătura ionică
sau heteropolară, Legă tura covalent ă sau homopolar ă, Legătura metalic ă) și secundare
(slabe caracterizate prin energii mici de leg ătură între atomi de la 0,01 la 0,1 eV/at: legătura
de hidrogen și legătura Van der Waals ).
Cu toate c ă legăturile au fost clasificate astfel, în realitate substan țele pot prezenta
combinații ale caracteristicilor acestor leg ături. De exemplu, atomii de silicon împart
electronii covalen ți, dar o parte dintre ace ști electroni pot fi elibera ți și permit o
conductivitate limitat ă (semiconductivitate). De aceea, siliconul prezint ă atât caracteristici
covalente, cât și metalice, a șa cum se prezintă în Figura 3-1.

Tabelul 3-1. Rezisten ța unor leg ături chimice v ăzută din punct de vedere a
temperaturii de vaporizare

Tipul leg ăturii Substanța Căldura specific ă,
kJ/mol
Van der Waals N2 13
Hidrogen fenol
HF 31
47
Metalică
Na
Fe 180
652
Ionică NaCl
MgO 1068
1880
Covalentă diamant
SiO 21180
2810

IONIC Ǎ
11

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

LiF
NaCl
FeO
TiO TiC ZnO
SiO 2
Cu Fe W Sn Si C

METALIC Ǎ COVALENT Ǎ METALIC Ǎ COVALENT Ǎ
Figura 3-1. Majoritatea substan țelor prezint ă o combina ție de diferite leg ături, făcând dificil procesul
de generalizare a leg ăturilor. Figura 3-1. Majoritatea substan țelor prezint ă o combina ție de diferite leg ături, făcând dificil procesul
de generalizare a leg ăturilor.

3.2. Structurile cristaline 3.2. Structurile cristaline
3.2.1. Atomi de aceea și mărime 3.2.1. Atomi de aceea și mărime

Dispunerea atomilor poate fi reprezentată grafic ca un aranjament de sfere grele,
avându-se în vedere p ăstrarea caracteristicii principale a acestora, și anume distan țele
echilibrate (lungimea leg ăturilor). M ăsurarea acestor distanț e se face cu ajutorul razelor X,
care prezint ă lungimi de und ă scurte, de ordinul unui angstrom (Å =10-10m), apropiindu-se de
raza atomului. Dispunerea atomilor poate fi reprezentată grafic ca un aranjament de sfere grele,
avându-se în vedere p ăstrarea caracteristicii principale a acestora, și anume distan țele
echilibrate (lungimea leg ăturilor). M ăsurarea acestor distanț e se face cu ajutorul razelor X,
care prezint ă lungimi de und ă scurte, de ordinul unui angstrom (Å =10-10m), apropiindu-se de
raza atomului.
Aranjarea atomilor în re țeaua cristalin ă a unui corp solid se face dup ă reguli stricte
caracteristice pentru fie care metal sau aliaj. Re țeaua cristalin ă este formată prin repetarea în
spațiu a unor paralelipipede elem entare aflate în contact și egale între ele, Figura 3-2.a.
Aceste paralelipipede poart ă denumirea de celule elementare , care sunt definite de laturile și
unghiurile paralelipipedului elementar, Figura 3-2.b. Aranjarea atomilor în re țeaua cristalin ă a unui corp solid se face dup ă reguli stricte
caracteristice pentru fie care metal sau aliaj. Re țeaua cristalin ă este formată prin repetarea în
spațiu a unor paralelipipede elem entare aflate în contact și egale între ele, Figura 3-2.a.
Aceste paralelipipede poart ă denumirea de celule elementare , care sunt definite de laturile și
unghiurile paralelipipedului elementar, Figura 3-2.b.

12

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

a. b.
Figura 3-2. Rețeaua cristalin ă (a) și celula elementar ă (b).

Sistemul cristalin se define ște prin parametrii celulei elementare. În func ție de
valoarea parametrilor exist ă șapte sisteme cristaline și 14 reț ele cristaline numite și rețele
Bravais, Tabelul 3-2.
Marea majoritate a metalelor cristalizeaz ă în unul din sistemele (1) cubic cu fe țe
centrate (CFC), (2) cubic centrat (CC) sau cubic cu volum centrat (CVC) și (3) hexagonal
compact (HC).
Structura cubică ale c ărei elemente sunt concentrate pe o latură a cubului (cfc),
Figura 3-3, se mai nume ște și cu legături strânse (de fapt ar trebui s ă se numeasc ă cu
legăturile cele mai strânse) tridimensional.
Având în vedere că fiecare atom este în leg ătură cu 12 vecini (de unde și numărul de
coordinație CN = 12), ș i nu cu 6 atomi ca în cadrul stru cturii simple, structura rezultată este
strâns legat ă.
Tabelul 3.2. Sistemele și rețelele cristaline
Sistem cristalin Parametrii caracteristici Rețeaua cristalină
Cubic a = b = c; α = β = γ = 900Simplă;
cu volum centrat;
cu fețe centrate.
Tetragonal a = b ≠ c; α = β = γ = 900Simplă ;
cu volum centrat.
Ortorombic
(Rombic) a ≠ b ≠ c; α = β = γ = 900Simplă;
cu volum centrat;
cu baze centrate;
cu fețe centrate.
Romboedric
(Trigonal) a = b = c; α = β = γ ≠ 900Simplă.
Hexagonal a = b ≠ c; α = β = 900, γ = 1200Simplă.
Monoclinic a ≠ b ≠ c; α = γ = 900 ≠ β Simplă ;
cu baze centrate.
Triclinic a ≠ b ≠ c; α ≠ β ≠ γ ≠ 900Simplă.

13

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

Vederea unei fe țe cubice Vedere plan diagonal al cubului

Figura 3-3. Structura cubic ă cu fețe centrate.

Un alt tip de structur ă cubică este cea centrat ă pe întreg corpul cubului ( cvc ) în
cadrul căreia un atom se afl ă în centrul cubului, ca în Figura 3-4.
Această structură se caracterizeaz ă printr-o eficien ță a sistemului de leg ături mult mai
mică (68%) decă t cea a structurii cfc.

Figura 3-4. Structură cubică cu volum centrat. Diagonala cubului 4r = a/ √3.

Structura hexagonal ă cu legături strânse ( hcp ) este format ă din straturi repetitive din
două în două sisteme de acest gen, adic ă atomii din al treilea strat se g ăsesc exact peste atomii
din primul strat a șa cum demonstreaz ă Figura 3-5. Această structură ar putea fi reprezentat ă
ca ABAB…. în timp ce structura cfc se po ate schematiza sub forma a trei straturi
ABCABC….Atât cfc cât și hc au aceelaș i procentaj de eficien ța (74%) din punct de vedere al
14

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină
legăturilor ; ambele structuri con țin cele mai eficiente sisteme de leg ături atomice cu acela și
număr de coordina ție.

Figura 3-5. Structura hexagonal ă compact ă, hc.
Există cazuri când unele metale cristalizeaz ă în sisteme diferite func ție de temperatur ă.
Această temperatur ă poartă denumirea de temperatură critic ă, iar fenomenul poart ă
denumirea de alotropie ș i structurile, structuri alotropice.
Căteva exemple de structuri cristaline a unor substan țe reale sunt date în Tabelul 3-3 .

Tabelul 3-3. Exemple de structuri cristaline

Substanța Structura cristalin ă
Cr cvc
Co – α
– β hc (sub 417șC)
cfc (peste 417șC)
Fe
Ferită (α)
Austenit ă (γ)
Fier delta ( δ)
cvc (sub 912șC)
cfc (912-1394șC)
cvc (peste 1394șC)
Sn – α
– β Tip diamant (sub 180C)
Tetragonal ă centrată
Mo cvc
Ni cfc
Ti
hc (sub 900șC)
cvc (peste 900șC)
Sare gemă (NaCl) cfc
Alumina (Al 2O3) hc
Polietilena ortorombic
Poliizopren ortorombic

15

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină
Exemplul 3-1.
Fierul (Fe) are o structur ă cvc la temperatura camerei cu raza atomic ă 1.24Å. Calcula ți-i densitatea
(masa atomic ă a Fe = 55.85 g/mol).
Răspuns:
Din figura 3-4, a=4 r / √3 iar densitatea r este dat ă de
3
23 3 24/ 87 , 7
/ 10 02 , 6 . . / ) 10 3 / 24 , 1 4 (/ 85 , 55 . . / 2
//cm g
mol atomi x c u cm x xmol g x c u atomi
lulară unitateace volumlulară unitateace masar = = =−
SIMBOLURI/DEFINI ȚII
CN – num ăr de coordina ție.
Numărul de coordina ție – num ărul de atomi la distan ță egală și cea mai mic ă de un atom dat. În cazul
sistemului cfc fiecare atom are 12 atomi vecini dep ărtați la distan ța a√2/2.

3.2 Atomi de m ărimi diferite
Pentru realizarea unui implant, se folosesc adesea substan țe pure. Majoritatea
substanțelor folosite pentru un implant sunt formate din mai mult de dou ă elemente. Atunci
când doi sau mai mul ți atomi de m ărimi diferite sunt ală turați într-un solid, trebuie lua ți în
considerare doi factori : (1) tipul structurii și (2) numărul structurii ocupate . Fie structura din
Figura 3-6.a) și b) atomii intersti țiali se ating de atomii mai mari și, cu toate acestea, sunt
stabili, dar nu și în cazul c), unde ace știa nu mai sunt stabili. Atingând o anumit ă valoare
critică, atomul intersti țial va ocupa spa țiul dintre 6 atomi ( doar 4 atomi se pot vedea în
reprezentarea bidimensional ă), ceea ce va da na ștere unor interacț iuni maxime între atomi și,
deci, celei mai stabile structuri. De aceea, la o anumit ă valoare a razei primitorului și atomilor
interstițiali, structura ob ținută va fi cea mai stabil ă.
a . b. c.

Stabil Stabil Instabil

Figura 3-6. Aranjamente posibile ale atomilor intersti țiali.

16

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină
Exemplul 3-2
Calculaț i valoarea minim ă a raportului razelor dac ă CN = 6, r – raza atomului intersti țial, R – raza
atomului structurii de baz ă.
Răspuns :
cos 45ș = R / (R + r )
1/ √2 = R / (R+r)
√2R = R+r
r/R = √2 – 1 = 0.414

3.3. Imperfec țiuni în structurile cristaline
Imperfecțiunile în solidele cu structur ă cristalină sunt numite uneori defecte și joacă un
rol major în stabilirea propriet ăților lor fizice.
Imperfecțiunile reprezintă abateri de la aranjament ul ordonat al atomilor în re țeaua
cristalină. Ele pot fi clasificate dup ă un criteriu geometric: imperfecțiuni punctiforme –
vacanțe, atomi intersti țiali, imperfecțiuni liniare – disloca ții și imperfecțiuni plane (de
suprafață sau bidimensionale) – limite de gr ăunte, limit ă de subgr ăunte și defect de
împachetare.
Volumul imperfec țiunilor de re țea în volumul materialul ui cristalin reprezint ă o
fracțiune foarte mic ă. De exemplu, chiar în mate rialele puternic deformate propor ția
imperfecțiunilor este mai mic ă de unu la mie. Totu și influen ța lor asupra propriet ăților
importante (ex. propriet ățile de rezisten ță și plasticitate) este foarte ridicat ă.
Astfel, propriet ățile metalelor și aliajelor pot fi:
a. Proprietăți independente sau foarte pu țin dependente de structur ă: mecanice
(constante elastice, densitae), termice (temperatur ă de topire, că ldură
specifică , conductibilitate termică , dilatare), magnetice (caracteristici de
diamagnetism și paramagnetism), electrice (caracteristici termoelectrice),
optice (putere de reflexie) și nucleare.
b. Proprietăți dependente de structur ă sau sensibile la structur ă dar și de
istoricul lor: propriet ăți mecanice de rezisten ță și plasticitate și unele
proprietăți magnetice și electrice (caracte ristici feromagnetice, rezistivitate
electrică)
Imperfecțiuni punctiforme apar adesea în structur ă sub forma unor spa ții goale numite
vacanțe (defect Schottky ), unor atomi substitu ționali și atomi intersti țiali, Figura 3-7 . Uneori
un atom deplasat în pozi ție intersti țială și vacanța asociată pe care o creeaz ă formează un
defect complex numit defect Frenkel . Atomii substitu ționali sau intersti țiali sunt numi ți uneori
17

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină
elemente de aliere dacă au fost introduse inten ționat, sau impurităti dacă nu au fost introduse
intenționat.

Figura 3-7. Defecte punctiforme în cristale.

Imperfecțiuni liniare sunt create atunci când un plan de atomi este mutat sau dislocat
din structura lui obi șnuită, Figura 3-8. Defectele liniare sau disloca țiile vor sl ăbi foarte mult
duritatea cristalului solid deoar ece astfel îi trebuie mult mai pu țină energie pentru a se mi șca
sau deforma o întreag ă structură, plan cu plan și nu tot o dat ă. La fel și dacă prea multe
dislocații sunt introduse într-o structur ă, atunci rezisten ța solidului scade considerabil.
Explicația ar fi urm ătoarea : dac ă dislocațiile interac ționeaxă atunci mi șcarea lor va fi
împiedicat ă.

Figura 3-8. Defecte liniare (fața frontală a cristalului posed ă o disloca ție elicoidală iar fața laterală o
dislocație tip pană ), – vector Burgers de închidere a circuitului. →
b

Imperfecțiunile plane (de suprafață) se localizeaz ă la marginile gr ăunților (granule).
Acestea apar, de regul ă, în materialele policristaline atunci când dou ă sau mai multe cristale
interacționează la margini ; acest lucru se întâmpl ă în timpul cristaliz ării. La grani țele dintre
18

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină
cristale, atomii formeaz ă o structur ă orientată specific care poart ă denumirea de limite dintre
grăunți. Limitele dintre gr ăunți au un aranjament de tranzi ție cu un grad ridicat de dezordine,
fiind o reț ea complex ă de disloca ții și vacanțe. Limitele de subgr ăunte sunt limite între
granule a c ăror diferen ță de orientare este foarte mic ă, de ordinul câtorva grade. Sublimite de
grăunți sunt limite aflate în interiorul gr ăunților. Ele separă porți u n i m i c i d e r e țea perfectă
numite blocuri de mozaic orientate la unghiuri relativ mici de ordinul minutelor, Figura 3-9.
Blocurile în mozaic sunt separate deci de limite la unghiuri mici sau sublimite. Defectele de
împachetare trasează planul de separare dintre dou ă zone cristaline id entice între care s-a
produs o anomalie a succesiunii no rmale a straturilor atomice. Aces te defecte apar la cristalele
compacte (CFC, HC). Astfel la re țeaua CFC cu succesiune ABCABC… se intercaleaz ă
porțiuni de reț ea HC cu succesiunea ABAB… : ABCABC ABABC. Defectele de împachetare
se produc prin cristalizare și prin deformare plastic ă.

a. b.
Figura 3-9. Structura în mozaic a unui cristal :
a – schema unei structuri în blocuri ; b – structura în blocuri a unui aliaj Fe-Ni, 50 000x.

Alte defecte de suprafa ță pot fi limitele de macle, pere ții dintre domeniile magnetice,
suprafețele dintre domeniul de antifaz ă etc.

SIMBOLURI/DEFINI ȚII
Atomi intersti țiali – Atomi suplimentari în pozi ție interstițială.
Atomi de substitu ție – sau de înlocuire, atomi de alt ă natură ce substituie atomii din re țea.
Vacanță (defect Schottky) – atom absent dintr-un punct al re țelei.
Defect Frenkel – Atom deplasat în pozi ție interstițială și vacanța asociată pe care o creeaz ă.
19

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină
Dislocație pană (marginal ă sau de tip Taylor) – const ă într-un șir de atomi ce au un atom vecin în minus
(un plan cristalin incomplet sau un semiplan).
Dislocație elicoidal ă (de tip Burgers) – șir de atomi în jurul c ăruia un plan cristalin normal se desf ășoară
în formă de spiral ă .
Limită de gră unte – limita între două cristale (gr ăunți) într-un material policristalin.
Limita de subgrăunte – limita dintre dou ă zone adiacente perfecte în acela și cristal a că rei diferen ță de
orientare este de ordinul câtorva grade.
Sublimitele de gr ăunți – sunt limite aflate în interiorul gr ăunților care separ ă blocurile de mozaic
orientate la unghiuri relativ mici de ordinul minutelor.

3.4. Compuș i moleculari cu catene lungi (polimeri)
Polimerii con țin catene lungi de molecule formate prin leg ături covalente de-a lungul
lanțului principal. Leg ăturile de-a lungul caten elor lungi sunt înt ărite fie prin leg ături
secundare de tipul van der Waals și de hidrogen , fie prin leg ături primare covalente prin
legături încruci șate între catene. Catenele lungi sunt foarte flexibile și pot fi dezordonate cu
ușurință. Structura par țial cristalizat ă se nume ște semicristalin ă , aceasta fiind structura
comuna a polimerilor lineari. Structura semicristalin ă se caracterizeaz ă prin grupă ri
noncristaline dezordonate și grupări cristaline ordonate, care pot con ține catene încruci șate,
Figura 3-10.

Figura 3-10. Modelul unui polimer liniar cu o structur ă semicristalină.

Gradul de polimerizare (DP) este unul dintre cei mai importan ți parametri în
determinarea propriet ăților polimerilor. DP se define ște ca fiind media unit ăților repetitive per
moleculă (mer), ex. caten ă. De aceea, avem de a face cu gradul mediu de polimerizare sau
masa moleculară medie (M). Rela ția dintre masa molecular ă și gradul de polimerizare poate fi
exprimat astfel :
M = DP × masa molecular ă per mer (sau unitate repetitiv ă) (3-1)
20

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină
Masa moleculară medie poate fi calculat ă în funcți e d e m a s a f r a c ționară (W i) din
fiecare mas ă fracț ionară molecular ă (MW i) :
M = ( Σ Wi · MW i ) / Σ Wi = Σ Wi . MW i (3-2)
în care Σ Wi = 1.
Cu cât catenele moleculare devin mai lungi în urma continu ării procesului de
polimerizare, scade și mobilitatea lor relativ ăExistă trei moduri de ar anjare a catenelor
polimerice : liniară, ramificat ă și în rețea încruci șată sau tridimensional ă ca în Figura 3-11.

Figura 3-11 . Tipuri de catene polimerice.

Polimerii lineari, precum polivinilii, poliamidele și poliesterii , sunt mult mai u șor de
cristalizat decât polimerii ramifica ți sau cei încruci șați. Cu toate acestea, nici ace știa nu pot fi
cristalizați 100% ca metalele, în schimb, ei devin polimeri semicristalini. Structura catenelor
în grupă ri cristaline este o combina ție de catene încrucișate și extinse. Polimerii vinili conțin
o structur ă repetitivă —CH 2—CHX—, în care X reprezint ă o grupare monovalent ă oarecare.
Există trei structuri posibile ale grup ării X : (1) atactică, (2) isotactică, (3) sindiotactic ă ca în
Figura 3-12. În structurile atactice aceste grup ări se găsesc în pozi ții alternative sau într-una
din marginile catenei principale.
21

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

Figura 3-12 . Tacticitatea polimerilor vinil.

Dacă aceste grup ări sunt mici ca polietilena (X = H) și catenele sunt liniare, polimerul
cristalizeaz ă cu ușurință. Cu toate acestea, dac ă grupă rile X sunt mari, precum clorura de
polivinil (X = Cl) și polistirenul (X = C 6H6), și sunt distribuite haotic de-a lungul catenelor
(atactică), atunci se formeaz ă o structur ă noncristalin ă. De obicei, polimerii isotactici și
sindiotactici cristalizeaz ă și atunci când grup ările X sunt mari.
Copolimerizarea , în care doi sau mai mulț i homopolimeri (un fel de structură
repetitivă de-a lungul structurii) formeaz ă compuși chimici, întotdeauna disturb ă regularitatea
catenelor polimerice, ducând astfel la formarea structurilor noncristaline.
Elastomerii sau cauciucurile sunt polimeri cu o elasticitate puternic ă la temperatura
camerei și pot reveni repede la dime nsiunile originale în condi ții normale. Elastomerii sunt
polimeri noncristalini care prezint ă o structura median ă formată din catene lungi moleculare
în rețele tridimensionale.

22

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină
3.5. Structuri solide la temperaturi sc ăzute
Unele solide cum ar fi sticla de geam nu au o structură cristalină regulată. Solidele cu
o asemenea structur ă atomică se numesc substan țe amorfe sau noncristaline , Figura 3-13.

Figura 3-13 . Variația volumului cu temperatura solidului.
Temperatura de tranzi ție a sticlelor ( Tg) depinde de viteza de r ăcire și sub
Tg materialul devine un solid ca sticla de cuarț (mai corect: sticl ă de silice).

Structura re țelei unui solid es te tridimensional ă și amorfă, datorită legăturilor
restrictive și rigidității subunit ăților sale care le împiedic ă să cristalizeze. Substan țe cu o
structură comună sunt polimerul fenolformaldehida (bachelit ă) și sticla de silice (SiO 2) ca în
Figura 3-14.
Exemplul 3-3
Calculaț i volumul r ămas după ce 100g de iodur ă a fost răcită din stare lichidă, având densitatea de 4.8
g/cm3. Presupuneț i că densitatea iodurii amorfe este de 4.3 g/cm3 iar densitatea cristalină de 4.93 g/cm3.
Răspuns :
Procentajul de iodur ă răcită poate fi calculat prin extrapolare. Se consider ă densitatea proporț ională cu
cristalinitatea :
(4.93 – 4.8) / (4.93 – 4.3) = 0.21
Masa lichidului r ăcit este 0.21 × 100mg = 21g ; de aceea, volumul total este:
(1/4.3 cm3/g – ¼.93 cm 3/g ) × 21g = 0.65 cm3
După cristalizarea complet ă, volumul de iodur ă va scădea la 0.65 cm3.

3.6. Structura substanț elor compozite
Substanțele compuse sunt acelea care sunt formate din dou ă sau mai multe p ărți
distincte. Termenul compus desemneaz ă de obicei acele substan țe în care propriet ăți ca
elasticitatea sunt puternic alterate fa ță de cazul substan țelor omogene. Astfel, oasele și fibrele
de sticlă sunt considerate substan țe compuse, pe când aliaje ne feroase, precum alama, sau
aliajele metalice, precum o țelul cu particule de carbu ri, nu sunt. Cu toate c ă substanțele
tehnice, incluse biomaterialele, nu sunt compu și, teoretic toate substan țele naturale biologice
sunt compuse.
23

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

Figura 3-14 . Structura solidelor amorfe : (a) fenolform aldehida (bachelita) ; (b) silice. Celula
elementar ă pentru silice este un tetragon centrat cu un atom de siliciu.

Proprietățile substan țelor compuse depind de forma eterogen ă (a doua stare a
substanței), de volumul pe care îl ocup ă și de durittea și integritatea spaț iului dintre
constituen ți. Neomogenit ăților dintr-o substan ță compus ă pot avea diferire forme, pe care le
putem clasifica dup ă cum urmeaz ă. Una dintre acestea este particula , formată din lanțuri
scurte ; fibra , cu un singur lan ț ; trombocitul sau lamela , cu doua lanț uri.
Exemple de structuri complexe sunt compozitele dentare din Figura 3-18 care prezint ă o
structură aparte. Aceast ă compoziție se introduce în cavitatea dentar ă cât este înc ă moale, iar
după aceea se polimerizeaz ă in situ . Particulele de silice sunt folosite pentru a conferi duritate
și rezisten ță superioar ă compoziției. Un exemplu tipic de solid fibros este ar ătat în Figura 3 –
19. Fibrele ajută la întărirea și mărirea rezisten ței structurii polimerice. În acest exemplu,
extragerea fibrelor în timpul fracturii absoarbe energie mecanic ă, mărind rezisten ța
24

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

Figura 3-18 . Aliaj dentar tip compozit, / Boyer /.
Particulele de silice (SiO 2) într-o matrice polimeric ă.

materialului. Fibrele au fost ad ăugate fragmentelor polimerice în cazul protezelor totale de
articulații, în încercarea de a le îmbun ătăți propriet ățile mcanice. Figura 3-20 arată o
structură laminată fibroasă , iar Figura 3-21 arată materiale celulare si ntetice reprezentative.

Figura 3-19. Compozit sticl ă-fibră-epoxy :
extragerea fibrelor în timpul fracturii, / Agarwal /Figura 3-20 . Structură laminată fibroasă,
/ Agarwal /.

Figura 3-21 . Material celular sintetic (a) ș i natural (b), / Gibson /.

25

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină
4. CARACTERIZAREA MATERIALELOR

Caracterizarea materialelor este un pas importa nt înainte de utilizarea lor în orice scop.
În funcție de felul cum urmeaz ă a fi folosit, materielului poate s ă i se facă o caracterizare
amănunțită din punct de vedere mecanic, termic, chimic, optic, electric etc., pentru a stabili
sigur condi țiile în care trebuiesc folosite cu succes în fabricarea produsului final. În capitolul
de față, se vor lua în considerare doar caracteristicile m ecanice, termice și propriet ățile de
suprafață, precum și cele electrice, optice și de difuziune.
4.1.1 Rezisten ța la presiune ș i deformare
În cazul unui material supus deform ării, presiunea specific ă se define ște ca for ța pe
unitatea de suprafa ță, ceea ce în mod curent se exprim ă în newtoni pe metru pă trat ( pascal,
Pa), newtoni pe mm2 (Megapascal, Mpa ) sau pound pe inch p ătrat ( lbf/in2 sau psi).
σ = F / A, [ MPa, psi] (4-1)
în care: σ – presiunea, F – for ța de acționare, A – aria sec țiunii transversale.
Forța poate fi aplicat ă unui material sub tensiune de alungire, tensiune de compresie
sau tensiune de forfecare , sau orice combinaț ie dintre aceste for țe (presiuni). Deformarea unui
solid în urma aplic ării unei for țe se nume ște deformaț ie.
,
0 00
LL
LL LΔ=−=ε⎥⎦⎤
⎢⎣⎡
mmsau ⎥⎦⎤
⎢⎣⎡
inin (4-2)
în care : ε – deformaț ia, L 0 – lungimea ini țială a epruvetei, L – lungimea după deformare.
Deformația se poate calcula și prin determinarea rapo rtului de deformare sau
alungirea , λ = L / L 0. Deformările asociate cu diferite tipuri de presiune se numesc deforma ții
de extensie (alungire), de compresie și de rupere.
Dacă ar fi să reprezent ăm grafic rezisten ța unui material la compresie și presiune, ca în
Figura 4-1, am ob ține o linie curb ă care reprezint ă răspunsul continuu al materialului fa ță de
forța aplicată. Câteodat ă, această curbă poate fi împă rțită de către randament ( σc) în regiunea
plastică și regiunea elastic ă. În regiunea elastic ă, deformarea ε crește direct propor țional cu
forța aplicată σ. (legea lui Hooke ) :
σ = E·ε → presiunea = (panta ini țială)·(deforma ția), [MPa] (4-3)
în care: E = tgα este panta ini țială a zonei de propor ționalitate și se măsoară în Gpa
(Gigapascal).
26

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

Figura 4-1. Curba tehnic ă tensiune –
deformație pentru un material ideal
Panta (E) sau constanta de propor ționalitate a forț ei de extensie/compresie cu
deformația mai este numit ă și coeficientul lui Young sau modul de elasticita te longitudinal.
De ex. oțelul are modulul de elasticitate E = 21GPa.
Cu cât un material este mai rigid, cu at ăt modulul de elasticitate longitudinal este mai
mare iar deformarea este mai dificil ă. In cazul deform ării prin forfecare coeficientul de rupere
G se definește ca fiind panta ini țială a curbei forț ei de forfecare versus deformaț iei de rupere
prin forfecare. Rela ția dintre coeficientul de rupere al unui material isotrop G sau modul de
elasticitate transversal și coeficientul lui Young E este redat ă de relația :
E = 2G (1 + v), [MPa] (4-4)
în care v este coeficient de contrac ție transversal ă sau coeficientul lui Poisson.
În regiunea plastic ă, deformarea nu mai este propor țională cu forța. Ulterior, când
forța aplicată este îndep ărtată, materialul nu va reveni la forma ini țială, ci va r ămâne
deformat, fenomen numit deformare plastic ă.

4.1.2 Vâscoelasticitatea
Materialele c ărora propriet ățile mecanice nu depind de viteza de aplicare a
solicitărilor sunt denumite materiale elastice. Materialele care au propriet ăți mecanice ce
depind de viteza de aplicare a solicit ărilor sunt denumite materiale vâscoelastice. Materiale
vâscoelastice au caracteristici intermediare între solid cu propriet ăți elastice și fluid cu
proprietăți de vâscozitate (fluiditate). Materialele vâscoelastice au dou ă componente
principale ale propriet ăților și anume (1) detensionarea și (2) fluajul . Detensionarea const ă în
reducerea tensiunilor interne în materialul solicitat la o valoare constant ă a deform ării, în
timp ce fluajul const ă într-o creștere a deform ării la o solicitare constant ă.

27

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

4.2. Propriet ăți termice
Cele mai importante propriet ăți termice sunt topirea (la încălzire) și solidificarea (la
răcire). Acestea sunt transform ări de fază care au loc la temperaturi specifice. Aceste
temperaturi de transformare depind de energia de leg ătură ; ex. cu c ăt energia de leg ătură este
mai mare, cu at ăt e mai mare și temperatura de topire. Dac ă materialul are în alc ătuirea lui
diferite elemente sau compu și (aliaj sau substan ță compus ă), atunci ar putea avea diferite
temperaturi de topire sau solidificare, adic ă, lichidul va coexista cu solidul o dată cu
schimbarea temperaturilor, în mod complet diferit de un material pur.
Energia termic ă consumat ă pentru a transforma 1 gram de substan ța din stare solid ă
în stare lichid ă se nume ște căldură de fuziune (J/g) (J=N.m). C ăldura de fuziune este în
strânsă legătură cu temperatura de topire (Tm) ; ex. cu cât cre ște Tm, cu atât cre ște și căldura
de fuziune, cu toate c ă există multe excep ții. (Tabelul 4 -1).
Energia termic ă consumat ă la schimbarea temperaturii unei substan țe cu 10C pe
unitate de mas ă se nume ște căldură specific ă (J/g). De obicei, apa este aleas ă ca substan ță
standard, iar 1 calorie este energia consumat ă pentru a ridica temperatura a 15 grame de apă
de la 15°C la 16°C; ( 1 calorie = 4187 J ).
Tabelul 4 -1. Propriet ățile termice ale substan țelor

Substanța Temperatura
de topire
(°C) Căldura
specifică
(J/g) Căldura de
fuziune
(J/g) Conductivitatea
termică
(W/mK) Coef. de dilatare
termică liniară
(×10-6 / °C)
Mercur
Aur
Argint
Cupru
Platină
Email
Dentină
Acrilic
Apă
Parafină
Ceară de albine
Alcool
Glicerină
Amalgam
Porțelan -38,37
1063
960.5
1083
1773
—
—
70°
0
52
62
-117
18
480
— 0,138
0,13
0,2345
0,385
0,134
0,75
1,17
1,465
4,187
2,889
—
—
2,428
—
1,09 12,7
67
108,9
205,2
113
—
—
—
334,9(ghea ță)
146,5
175,8
2,29
75,4
—
— 68
297
421
384
70
0,82
0,59
0,2
—
—
0,4
104,7
—
23
1 60,6
14,4
19,2
16,8
—
11,4
8,3
81,10
—
—
350
—
—
22,1-28
4,1

Variațiile în lungime Δl pentru o unitate de lungime l0 pe unitatea de temperatură se
numește coeficient de dilatare liniar ă (α), care poate fi exprimat astfel:
α=Δl / (l 0ΔT) (4-15)
29

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

Creșterea temperaturii poate depinde de direc ție în cadrul unui singur cristal sau compozit, și
poate de asemena s ă depindă de temperatur ă. Dacă metalul este omogen și izotropic, atunci
coeficientul de dilatare termic ă de volum (V) poate fi aproximat astfel :
V ≈ 3α (4-16)
O altă proprietate temică important ă este conductivitatea termic ă, care se defineș te ca
totalitatea c ăldurii într-un timp dat, pe o suprafaț a și la o densitate a substan ței dată.
Unitatea de m ăsură este watt/mK (W/mK) , unde 1 watt =1 joule/secund ă (W=J/s). În general,
conductivitatea metalelor este mult mai mare decât a ceramicii și polimerilor datorit ă
electronilor liberi din metale, care au rol de conductori de energie.
4.3. Diagrame de faz ă
Atunci când dou ă sau mai multe elemente metalice sunt topite sau r ăcite împreun ă, ele
formează un compus intermetalic , o soluție solidă, sau, mai des chiar, un amestec mecanic .
Asemenea combina ții se numesc aliaje . Aliajele pot fi mono- sau pluri-fazice , depinzând de
temperatur ă și compoziț ie. Faza se define ște ca o parte omogen ă din punct de vedere fizic a
unui sistem material. De aceea, lichidele și gazele sunt fiecare mono- fazice, dar solidele sunt
pluri-fazice, ca de exemplu fierul cfc sau fierul cvc care depind de tensiune și temperatur ă.
Printre metalele pluri-fazice, o țelurile sunt aliaje pe baz ă de fier ș i faze con ținănd cantităti
variate de carburi (de obicei Fe 3C).
Un sistem de aliaje real izat din doi sau mai mul ți componen ți adoptă în condiții de
echilibru acea stare care asigur ă la fiecare compoziț ie energia liber ă minimă a aliajului. Din
curbele de varia ție ale energiei libere cu compoziț ia la diverse temperaturi se poate deduce
starea stabil ă a sistemului în fincț ie de compozi ție și de temperatur ă, ceea ce poate conduce la
construirea diagramei de ech ilibru fazic a sistemului.
Diagrama fazic ă se realizeaz ă mai întăi prin prepararea unor compozi ții cunoscute de
Cu-Ni ; topirea și răcirea lor în echilibru termic . În timpul ciclului de r ăcire trebuie
determinată temperatura la care apare prima faz ă solidă (α) și tot lichidul dispare. Aceste
puncte vor forma linia liquidus și solidus din diagrama fazică . Din aceast ă diagramă fazică se
pot determina tipurile de faze și suma tuturor elementelor prezente pentru fiecare compozi ție
și temperatur ă date.Astfel, fie o solu ție lichidă care se răcește și conține 40 % Ni-60 % Cu, ca
în Figura 4-6 :
29

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

Figura 4-6 . Diagrama fazic ă Cu-Ni, un exemplu de aliaj cu solubilitate total ă în lichid și solid.

Temperatura (°C) Faza (suma relativ ă) Compozi ția fiecărei faze
Peste 1270
1250

1220

sub 1210 Lichid (total)
lichid (63%)
α (37%)
lichid (5%)
α (95%)
α (total) 40 Ni – 60 Cu
33 Ni – 67 Cu
52 Ni – 48 Cu
26 Ni – 74 Cu
43 Ni – 57 Cu
40 Ni – 60 Cu

Totalul relativ al fiec ărei faze prezente la o temperatur ă și compoziț ie date este
determinat de regula pârghiei după ce se traseaz ă o linie orizontal ă a temperaturii ce ne
intereseaz ă (tie line). Putem considera cantit ățile de faze ca ni ște forț e aplicate în extremit ățile
izotermei (conodei) iar brațele izotermei ca bra țele unei pârghii cu punctul de sprijin în O.
Pentru concentra ția aliajului, cantit ățile fazelor rezult ă luând momentul for țelor față de
punctul opus. Astfel putem avea : L.c = S.d sau L.(c+d) = (S+L).d . Apreciind cantităț ile de
faze și fie C A și C B compozi țiile elementelor A (Ni) și B (Cu) într-o por țiune bifazic ă ce
intersecteaz ă linia temperaturii ( fie 1240 °C) cu aceeași compoziț ie dată mai sus (40 wt% Ni
= C A), atunci cantitatea de lichid (L) poate fi calculat ă astfel :
63 , 033 5240 52=−−=−−=+α α C CC C
LL
lA l (4-17)
în care C A este compozi ția inițială a elementului A. Principiul acesta poate fi aplicat în
sisteme mult mai complicate cum ar fi Ag-Cu (e utectic) sau Fe-C (eutect ic+eutectoid) ca în
Figura 4-7 ș i Figura 4-8.
Reacțiile eutectice și eutectoide se definesc astfel :

L2 <=> S 1 + S 3 (eutectic)
(4-18)
S 2 <=> S 1 + S 3 (eutectoid)

30

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

Figura 4-7 . Diagrama Cu-Ag, liniile întrerupte indic ă durificarea prin precipitare la r ăcirea fazei α.

unde L se refer ă la lichid, S se refer ă la solid, iar numerele indică fazele. Exist ă o cantitate
destul de mare din unul din componente. De exemplu, cantitatea de cupru cre ște de la 8,8%
(S1 sau α), 28,1% (L) ș i 92% (S 3 sau β ) pentru aliajul Cu-Ag la 779,4 °C așa cum se deduce
din Figura 4-7. A se observa faptul c ă lichidul va disp ărea la temperatura și compozi ția
eutectică.

Figura 4-8. Diagrama de faze Fe – C.
31

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

4.4. Propriet ăți de suprafa ță și aderare
Proprietățile de suprafață sunt foarte importante în rezolvarea multor probleme legate
de substanț e. Acestea sunt în strâns ă legătură cu proprietatea de mas ă de vreme ce suprafa ța
este legătura discontinu ă între diferitele faze. Dac ă gheața este topită , atunci avem de a face
cu două suprafete între aceste trei faze, ex. lichid ă (apă), gazoasă (aer și vaporii de ap ă) și
solidă (gheață).
Tensiunea de suprafa ță se dezvolt ă în preajma leg ăturilor fazice de vreme ce
echilibrul leg ăturilor este întrerupt ducâ nd la un exces de en ergie, care va mic șora
suprafața.
Tabelul 4-2 . Tensiunea de suprafa ță a materialelor

Substanța
Temperatura (°C)

Tensiunea de suprafa ță (N/m2)
Mercur
Plumb
Zinc
Cupru
Aur 20
327
419
1131
1120 0,465
0,452
0,785
1,103
1,128

Unitățile conven ționale folosite pent ru a descrie suprafe țele sunt dynes/cm2 sau
ergs/cm2 pentru energia (tensiunea) de suprafa ță, dar aceste unit ăți sunt egale, de vreme ce
1 dyne = 1 erg (1N/m2 = 103ergs/cm2 = 103 dynes/ cm2), (Tabelul 4-2).
Dacă un lichid este sc ăpat pe o suprafa ță solidă, atunci pic ătura de lichid se va
împrăștia sau se vor forma globule sferice ca în Figura 4-9.

Figura 4-9 . Umezirea și nonumezirea unei suprafe țe plane, solide, de catre un lichid.

La echilibru, suma tensiunilor de suprafa ță (γGS, γLS și γ GL) de-a lungul a trei faze
(gazoasă, lichidă și solidă) în planul solid ar trebui s ă fie zero, de vreme ce lichidul este liber
să se miște până la stabilirea echilibrului. Astfel,
γGS – γLS – γGL cosθ = 0
cos θ = (γGS – γLS) / γGL (4-19)
unde θ se nume ște unghi de contact. Func tie de valoarea unghiului θ se disting :
θ = 00, umezire complet ă ;
33

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

00 < θ < 900, umezire par țială ;
θ > 900, nonumezire.
Câteva valori ale unghiului de contact sunt date în Tabelul 4-3 .

Tabelul 4-3. Valorile unghiului de contact

Lichid Substrat Unghi de contact, θ
Iodură de metilen
(CH 2I2)
Apă
Mercur Sticlă de carbonat de sodiu-oxid de calciu
Cuarț topit
Ceară parafină
Sticlă de carbonat de sodiu-oxid de calciu 29°
33°
107°
140°

Cea mai mic ă tensiune de suprafată a unui lichid ( γGL) în contact cu o suprafață solid ă
cu un unghi de contact ( θ) mai mare ca zero se nume ște tensiune critic ă de suprafață (γc),
Aceasta poate fi obținută măsurând unghiurile de contact a une i serii de lichide omogene.
Tensiunea critic ă de suprafa ță pentru unii polim eri este prezentat ă în Tabelul 4-4.

Tabelul 4-4. Tensiunea critic ă de suprafa ță pentru polimeri

Polimeri γc, (dynes/cm2)
Polyhexamethylene adipamide, nylon 66
Polyethilene terephthalate
Poly(6-amino caproic acid), nylon 6
Polyvinyl chloride
Polyvinyl alcohol
Polymethyl methacrylate
Polyethylene
Polysthyrene
Polydimethyl siloxane
Polytetrafluoroethylene 46
43
42
39
37
33-44
31
30-35
24
18.5

Când între dou ă suprafeț e există o strâns ă legă tură, se numește adeziune dacă
materialele sunt diferite și coeziune dacă sunt identice. Toate suprafe țele cimentate cu agent
cimentat sunt legate prin adeziune ; de aceea agentul cimentat se nume ște adeziv.
În aplicaț ii dentare și medicale, adezivele ar trebui c onsiderate un remediu temporar de
vreme ce țesuturile sunt vii, înlocuind celulele vechi cu unele noi, de și distrug leg ăturile
inițiale. Aceast ă problemă a dus la dezvoltarea implanturilor poroase , care permit țesuturilor
să crească în spațiile intersti țiale (pori), realizând un viabil si stem de blocaj între implanturi și
țesuturi.

34

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

4.4. Propriet ăți electrice
Prprietățile electrice ale substan țelor sunt importante în cazuri precum pacemakerul
sau stimulatorul , cât și în cazul implanturilor piezoe lectrice pentru a stimula cre șterea oaselor.
Rezistența electrică R se definește ca raportul dintre diferen ța de poten țial (voltaj) V
aplicat obiectului și curentul I care trece prin acesta :
R = V / I , (4-20)
Unde V se măsoară în volți (V) și intensitatea curentului I în amperi (A), iar rezisten ța
R în V/A, adic ă în Ohm ( Ω). Legea lui Ohm susține că, într-un conductor, diferen ța de
potențial este propor țională cu intensitatea curentului, astfel încât rezisten ța R este
independent ă de voltaj. Metalele se supun legii lui Ohm, dac ă temperatura nu se schimb ă prea
mult, dar semiconductorii nu. Prin contrast, rezistivitatea, este caracteristica asociat ă cu
materialul însu și. Rezistivitatea pe se define ște ca raportul dintre câmpul electric E și
densitatea curentului J, care este intensitatea curentului pe o sec țiune transversal ă :
pe =E / J , (4-21)
Unitatea de m ăsură a rezistivit ății este ohm-metru ( Ω.m).
Rezistivitatea electric ă a materialelor variaz ă. Insulatorii (materiale izolante), sau
materialele cu o rezistivitate foarte ridicat ă, sunt folosite în izolarea echipamentelor electrice,
chiar și a aparatelor implantabile precum pacemakerul sau alț i stimulatori, de țesuturile
corpului. Polimerii și ceramidele tind s ă fie buni izolatori.
Piezoelectricitatea este relația dintre deformarea mecanic ă și polarizarea materialului.
Forța mecanic ă rezultă din polarizarea electric ă, efectul direct al ace steia; aplicarea unui
câmp electric produce deformarea, efectul invers. Doar mate rialele suficient asimetrice
manifestă piezoelectricitate sau piroelectricitate și deci au coeficienț ii d (coeficient
piroelectric) și p (tensor piezoelectric senzitiv) diferi ți de zero. Fukada și Yasuda au
demonstrat pentru prima dat ă că osul uscat este piezoelectric în sensul clasic, propriet ățile
piezoelectrice ale osului sunt de mare interes av ând în vedere rolul lor ipotetic în remodelarea
oaselor. Osul compact manifestă de asemenea o polarizare electric ă permanentă , cât și
piroelectricitate., care reprezint ă schimbarea polariz ării la temperaturi mari. Propriet ățile
electrice ale oaselor sunt ut ile nu numai în procesul de remodelare a oaselor, dar și în
contextul extern de stimulare electric ă a oaselor ca ajutor în procesul vindec ării și reparatoriu.

35

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

4.5. Propriet ățile optice
Proprietățile optice ale materialelor sunt releva nte în performanta lor atunci cînd sunt
folosite la nivelul ochilor, cât și ca aspect cosmetic, ca material dentar. O raz ă de lumin ă
incidentă unui material transparen t va fi în parte reflectat ă, în parte transmis ă. Raza transmis ă
este refractat ă de material. S-a observat experimental (ecua țiile lui Maxwell) că raza
incidentă, normala la suprafa ță, și raza refractat ă, se găsesc amândou ă în același plan, iar
unghiul de inciden ță este egal cu unghiul de reflexie. Unghiul razei refractate depinde de o
proprietate a materialului numit ă indice de refrac ție de obicei simbolizat prin n. Acesta se
definește ca fiind raportul dintre viteza luminii in vacuum și viteza luminii în centru . Relația
dintre unghiul de inciden ță și cel de refrac ție este dat ă de legea lui Snell :
n1sinθ1=n2sinθ2, (4-22)
în care θ1 este unghiul razei in cidente în raport normala la suprafa ță, n1 este indicele de
refractie a mediului ce con ține raza incidentă , θ2 este unghiul razei refractate în raport cu
normala la suprafaț a materialului, cu indice de refrac ție n2. (Figura 4-10).

Figura 4-10. Legea lui Snell pentru lumina refractat ă.

Indicii de refrac ție ai unor materiale reprezentative sunt da ți în Tabelul 4-5.
Tabelul 4-5. Indici de refrac ție ai unor materiale

Materiale Indici de refrac ție
Vacuum (vid)
Aer
Apa
Umoare apoas ă umană
Umoare vitroas ă (sticloasă ) umană
Cornee uman ă
Lentile umane
Hydrogel HEMA, umezit
PMMA
Polyetylen ă (film)
Sticlă crown
Sticlă flint 1,0
1,0003
1,33
1,336
1,338
1,376
1,42
1,44
1,49
1,5
1,52
1,66

În biomaterialele oftalmologice , materialele transparente î și găsesc mare utilizare în
fabricarea lentilelor. Refrac ția luminii printr-o lentil ă convexă este arătată în Figura 4-11.
36

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

Figura 4-11 . Refracția luminii de c ătre lentile convexe.

Lungimea focală aunor asemena lentile este definită ca fiind distan ța de la lentil ă la
imaginea plan ă, atunci când raze paralele de lumin ă (de departe) se proiecteaz ă pe lentil ă.
Lungimea focarului f a unei lentile simple, sub țiri (în aer sau vacuum) depinde de indicele de
refracț ie n și de suprafa ța de curbură r1 și r2 astfel :
1 / f = (n-1) (1/ r1 – 1/r 2) (4-23)
Biomaterialele transparente sunt folosite pentru realizarea lentilelor de contact și
intraoculare. PMMA este materialul ales pe ntru acest tip de lentile. Dezavantajul acestui
material, utilizat la lentilele de contact, este slaba permiabilita te la oxygen, încât corneea, care
își primește oxigenul prin difuzia aerului, sufer ă de hipoxie. Propriet ățile reprezentative ale
unor materialelor utilizate sunt prezentate în Tabelul 4-6.
Tabelul 4-6. Proprietățile fizice ale unor materiale transparente

Material Densitate

(g/cm3) Indice de
refracție Modulul
Young,
(Mpa) Rezistența la
rupere,
(Mpa)
PMMA
Cauciuc siliconic
Cauciuc siliconic, lentile de contact
Polycarbonat 1,19
0,99-1,5
1,09
1,2 1,49
1,43
1,43
1,59 2800
6
6
2200 55
2,4-6.9
1,4
60

4.6. Absorb ția razelor X
Capacitatea materialelor de a ab soarbe raze X are mare importan ță în vizualizarea în
radiografii ale obiectului implantat. Razele X sunt unde electromagnetice asem ănătoare cu
lumina doar c ă lungimea de und ă este mult mai scurt ă,iar energia ei este mult mai mare.
Indicele de refrac ție pentru razele X este aproape de unitate. Astfel, razele X nu sunt nici
curbate, nici reflectate la distan țe apreciabile la contactul cu materialul. Problemele ce se
ridică sunt în gradul de absorb ție a acestor raze . Absorb ția se calculeaz ă după legea lui Beer :
I=I0e-αx, (4-24)
în care I este intensitatea la o ad ăncime x, iar α este coeficientul de absorb ție. Elementele cele
mai grele absorb puternic razele X (Tabelul 4-7).
37

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

Tabelul 4-7. Coeficien ți de absorb ție masică pentru diferite materiale

Material Numărul atomic Densitatea, ρ
(g/cm3) Coef. de absorb ție specific, µ/ρ,
(cm2/g)
Al
P
Ca
Cr
Fe
Co
Pb 13
15
20
24
26
27
82 2,70
1,82
1,55
7,19
7,87
8,9
11,34 48,7
73
172
259
324
354
241
Pentru razele X Cu Kα, lungimea de und ă este λ = 1.54 Å sau 0.154 nm.

Țesuturile umane moi con țin o mulțime de elemente u șoare ca hidrogen, carbon și oxigen și
sunt, în consecin ță, relativ transparente la raze X. Scheletul uman, în virtutea con ținutului de
calciu și fosfor, absoarbe mult mai puternic și de aceea este puternic eviden țiat în imaginile
d e r a z e X . L a f e l , și implanturile metalice sunt puternic vizibile în imaginile de raze X.
Polimerii, din contra, sunt relativ transparen ți la razele X. Sulfatul de bariu este încorporat în
cimentul scheletului s ă-l facă vizibil în diagnoza cu raze X.
4.7. Densitatea și porozitatea
Densitatea ρ a unui material se define ște ca fiind raportul dintre masa și volumul unui
material :
ρ = m / V, (4-25)
Un biomaterial care înlocuie ște un volum echivalent de țesut poate avea mas ă diferită,
ca rezultat al diferen ței de densitate. Densit ățile unor materiale reprezen tative sunt prezentate
în Tabelul 4-8.
Tabelul 4-8. Densitatea materialelor

Material Densitatea ρ
(g/cm3)
Aer
Grăsime
Polyethilen ă, UHMW
Apă
Țesut moale
Cauciuc
Cauciuc siliconic
PMMA
Os compact
Sticla
Al
Ti
Oțel inox
CoCr forjat
Au 0,0013
0,94
0,94
1,0
1,01-1,06
1,1-1,2
0,99-1,50
1,19
1,8-2,1
1,4-2,8
2,8
4,5
7,93
9,2
19,3

2

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

Materialele poroase sunt folosite într-o gam ă largă de aplica ții biomedicale, incluse
fiind implanturile și filtrele pentru aparatele extraco rporale cum ar fi aparatele cardiace și
cele respiratorii. În alte aplica ții cum ar fi plăcile osoase , porozitatea poate fi o caracteristic ă
nedorită, de vreme ce porii m ăresc forța și scad rezisten ța mecanic ă. Cea mai important ă
caracteristic ă asociată cu materialele poroase este volumul frac ționar solid V s. Porozitaea este
dată de relatia :
Porozitatea=1-V s (4-26)
Exist ă trei feluri de volum : real, aparent și total :
• Volumul real = Volumul total – Volumul total al porilor,
• Volumul aparent = Volumul total – Volumul porilor deschi și,
• Volumul total al porilor = Volumul porilor deschi și + Volumul porilor închi și,
Dimensiunile porilor sunt de asemeni importante în situa ții în care este încurajat ă
creșterea tesuturilor, sau dac ă permeabilitatea porilor este importantă . Materialele poroase se
caracterizeaz ă printr-o singur ă mărime a porilor, sau aceasta poate diferi. Introducerea de
mercur este o metod ă bună pentru a calcula aceste dimensiuni și distribu ția porilor.
4.8. Propriet ăți acustice și ultrasonice
Proprietățile acustice și ultrasonice ale biomaterialelor sunt importante în contextul
diagnostică rii imaginilor pe baz ă de ultarasunete. Propriet ăți importante sunt viteza acustic ă
υ, atenuarea acustic ă α și densitatea materialului ρ. Relația prin care se definește amortizarea
acustică este aceea și cu cea din cazul razelor X, (ecua ția 4-24).
Proprietăți acustice asem ănătoare ale unor materiale relevante sunt date și în Tabelul 4-9.

Tabelul 4-9. Proprietățile acustice ale materialelor

Materialul Viteza acustic ă, υ
(m/s) Impedan ța, Z
(kRayl)* Coef. de atenuare acustic ă, α
(dB/cm)
Aer
Apă
Grăsime
Sânge
Rinichi
Țesuturi
Ficat
Mușchi
Os
PMMA
UHMWPE
Ti6Al4V
Oțel inox
Titanat de bariu 330
1480
1450
1570
1560
1540
1550
1580
4080
2670
2000
4955
5800
4460 0,04
148
138
161
162
163
165
170
780
320
194
2225
4576
2408 12,000
0,002
0,630
0,180
1,000
0,700
0,940
1,3-3,3
15,000

* kRayl = 104kg/m2/sec
3

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

4.9. Propriet ăți de difuziune
Aceste propriet ăți sunt imporatante în aplica ții ce presupun transportul
unor constituen ți biologici importan ți (transportul de oxigen și dioxid de carbon din
atmosferă în sânge într-o component ă a unui plămân artificial a implantului inim ă-plămân sau
transportul de oxigen sp re cornee prin lentil ele de contact). Ecua ția de difuziune, care
controleaz ă mișcarea materialelor dizolvate sub un grad de dizolvare C, este demonstrat ă de
relația:
∂C/∂t = D·
2C, (4-29)
în care D este coeficientul de difuziune, iar
2 este Laplacian. For ța conductoare a
transportului de material poate fi gradient de presiune, și nu de concentra ție. Mai mult,
geometria structurii multor aplica ții ale biomaterialelor poate fi aproximat ă vizual. În acest
caz, fluxul volumetric F (în unităț i de volum per timp) de-a lungul unui strat de suprafa ță A
este dat de:
F = K.A.Δ P, (4-30)
în care ΔP diferența de presiune de-a lungul stratului, iar K este coeficientul de
permeabilitate. Permeabilit ățile reprezentative pentru transportul de oxigen sunt date în
Tabelul 4-8. Permeabilit ățile pentru alte gaze su nt în general diferite. Dioxidul de carbon, de
exemplu, difuzeaz ă în aceste materiale de 2 – 5 ori mai rapid decât oxigenul.

Tabelul 4-8. Permeabilitatea unor materiale la O 2

Material Permiabilitatea la O 2
(cm3/sec) Aplicații
Cauciuc siliconic
Polyalkylsulfonic
Polyethylenecellulose-perfluorobutyrat
Film teflon
Poly-HEMA
PMMA 50
6
5
1,1
0,69
0,0077 Lentile de contact, pl ămân
Plămân
Plămân
Plămân
Lentile de contact
Lentile de contact

Când se dore ște un transport maxim de oxigen, ar trebui ales un material cu un
coeficient de permeabilitate mare, dac ă celelate materiale sunt compatibile. În cazul lentilelor
de contact, lentilele poli-HEMA sunt ad esea folosite ca lentile moi, chiar dac ă permeabilitatea
este mai mic ă decât cea a cauciucului siliconat. permeabilitatea lui este compatibil ă oxigenării
corneei, fiind folosit și în alte scopuri, cum ar fi prelucrarea. Cât despre materialele
membranare pentru aparatele de oxigenare în implanturile inim ă-plămâni, transportul de
oxigen depinde atât de grosimea membranei, cât și de permeabilitate.

4

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

5. Biomater iale metalice folosite în implanturi

De-a lungul vremii, metalele au fost folosite , sub diferite forme, în implanturi. Primul
metal studiat specific pentru folosirea lui în implanturile în corpul uman a fost vanadiul
(“Sherman Vanadium Steel ”), care a fost folosit în fabricarea pl ăcilor și șuruburilor utilizate la
fracturi osoase. Majoritatea metalelor precum Fe, Cr, Co, Ni, Ti, Ta, Mo și W folosite pentru
realizarea implanturilor pot fi acceptate de corpul uman dup ă numai căteva minute. Câteodată
aceste elemente metalice, în form ă naturală, sunt esen țiale în func țiile celulare (Fe) sau în
sinteza vitaminei B 12 (Co), dar nu pot fi tolerate atunci când se folosesc în corp în cantităț i
mari. Biocompatibilitatea implantulurilor metalice este o problem ă considerabil ă pentru că
acestea au tendiț a de a se coroda într-un mediu ostil. Consecin ța coroziunii este pierderea de
material, care va slă bi rezisten ța implantului, și poate chiar mai important de atât, coroziunea
produce deterior ări în ț esuturi, acest lucru ducând la efecte nedorite. În continuare, se studiaz ă
relația dintre compozi ția, structura și propriet ățile metalelor și aliajelor folosite pentru
fabricarea implanturilor.

5.1. O țelurile inoxidabile

Primul oțel inoxidabil folosit ca material pent ru realizarea unui implant a fost 18-8
(302 AISI), care are o rezisten ță mai mare dec ăt vanadiul și mult mai rezistent la coroziune .
Oțelul pe baz ă de vanadiu nu mai este folosit în implanturi deoarece în prezent rezistența la
coroziune este inadecvat ă, așa cum este prezentat și în subcapitolul 5.6. Ulterior, a început s ă
fie folosit oțelul inoxidabil Mo 18-8, care con ține molibden pentru a îmbun ătăți rezistența la
coroziune în ap ă sărată. Aliajul astfel ob ținut a început s ă fie cunoscut ca tipul 316 de oț el
inoxidabil (AISI). În anii 1950, can titatea de carbon din tipul 316 a fost redus de la 0,08 % la
0,03 % greutate maxim pentru o mai mare rezisten ță la coroziune în cloruri ; acest nou aliaj a
fost cunoscut ca tipul 316L . [Se menționează că aceste o țeluri se pot aproxima, în standardul românesc, cu
oțelurile 10TiNiCr180 și 2MoNiCr175.]

5.1.1. Tipurile și compoziț ia oțelurilor inoxidabile
Cromul este componentul major al metalelo r inoxidabile rezisten te la coroziune.
Valoarea minim ă efectivă a concentra ției de crom este de 11% greutate. Cromul este un
element reactiv dar atât el cât și aliajele pe baza de crom pot fi pasivizate astfel încât s ă se
obțină o excelent ă rezistență la coroziune.
35

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

Oțelurile inoxidabile austenitice , mai ales tipurile 316 și 316L, sunt cel mai des
folosite în implanturi. Acestea nu se durific ă prin tratament termic, ci prin precipitare la
răcire. Acest grup de o țeluri inoxidabile este nonmagnetic și prezintă o rezisten ță la coroziune
mai mare decât alte metale sau a liaje. Incluzând molibdenul în aceast ă categorie, cresc șansele
rezistenței la coroziune în ap ă sărată. ASTM (American Society of Testing Materials –
Societatea american ă de testare a materialelor) recomand ă tipul 316L, și nu 316 în realizarea
implanturilor.. Compozi țiile tipurilor 316 și 316L (precum și a m ărcilor române ști) sunt
prezentate în Tabelul 5-1 .
Nichelul este folosit în stabilizarea fazei austenice la temperatura camerei ș i, mai mult
decât atât, în cre șterea probabilit ății rezisten ței la coroziune. Stabilitatea fazei austenice, în
cazul oțelurilor inoxidabile cu carbon 0, 10 % greutate, poate fi influen țată și de prezen ța Ni și
Cr, așa cum ne arat ă și Figura 5-1.
Tabelul 5-1.Compozi ția oțelurilor inoxidabile*

Compoziție (max), %
Element 316
AISI 316L
AISI 10TiMoNiCr175
STAS 3583-87 2MoNiCr175
STAS 3583-87
Carbon
Mangan
Fosfor
Sulf
Siliciu
Crom
Nichel
Molibden
Titan ≤0,08
≤2,00
≤0,03
≤0,03
≤0,75
17,00-20,00
12,00-14,00
2,00- 4,00
– ≤0,03
≤2,00
≤0,03
≤0,03
≤0.75
17,00-20,00
12,00-14,00
2,00-4,00
– ≤0,08
≤2,00
≤0,035
≤0,03
≤1,00
16,50-18,50
10,50-13,50
2,00-2,50
0,40-0,80 ≤0,03
≤2,00
–
≤0,0025
≤1,00
17,00-19,00
12,50-15,00
2,50-3,00
–

Figura 5-1. Efectul Ni% și Cr% asupra austenitei din o țelurile inoxidabile cu un con ținut de 0,1%C.
(Din: Concise Metals Engineering Data Book, ASM, Ed. Joseph R. Davis, 1997).

5.1.2. Propriet ățile oțelurilor inoxidabile
36

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

Proprietățile oțelurilor inoxidabile de tipul 316 și 316L (AISI) sunt prezentate în
Tabelul 5-2. A șa cum se poate observa, o ma re varietate de propriet ăți pot fi ob ținute în
funcție de procesul de încă lzire (pentru a ob ține materiale moi) sau de r ăcire (pentru o
rezistență mai mare și duritate). Proiectantul trebuie s ă fie foarte atent la alegerea materialului
de acest tip. Chiar și tipul 316L poate intra în corozi une în corpul uman în anumite
circumstan țe precum o zon ă cu presiune foarte mare și lipsită de oxigen. Cu to ate acestea, este
indicată folosirea lor în implanturi temporare precum tije, șuruburi, articula țiile șoldului ș.a.

Tabelul 5-2. Propriet ățile mecanice ale o țelurilor inoxidabile folosite în implanturile chirurgicale

Condiț ii de
prelucrare Rezistența la
rupere, min,
psi, (MPa) Limita de curgere
(0,2% echilibru),
min, psi (MPa) Alungirea
2 in. (50,8mm),
min, % Duritatea
Rockwell,
max.
tipul 316
Normalizat
Finisat la rece
Durificat la rece 75000 (515)
90000 (620)
125000 (860) 30000 (205)
45000 (310)
100000 (690) 40
35
12 95 HRB
—
300-350
tipul 316L
Normalizat
Finisat la rece
Durificat la rece 73000 (505)
88000 (605)
125000 (860) 28000 (195)
43000 (295)
100000 (690) 40
35
12 95 HRB
—
—

5.1.3. Fabricarea implanturilor folosind o țelurile inoxidabile
Oțelurile inoxidabile austenitice se durific ă foarte rapid în urma prelucr ării mecanice
(așchiere, deformare), ca în Figura 5-2, care nu pot fi prelucrate la rece decât în urma unei
tratări la cald. Cu toate acestea, prelucr ările la cald nu ar trebui s ă inducă formarea carburii de
crom (CCr 4) care ar putea cauza coroziune. Din acela și motiv, implanturile din o țeluri
inoxidabile austenitice nu sunt bine legate.
37

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

Figura 5-2. Efectul prelucr ării la rece asupra limitelor la curgere și la rupere a unor
oțeluri inoxidabile de tip (Cr-Ni) 18-8.
(Book on Industrial Alloy and Engineering Data, ASM, Metal Park, Ohio, 1978, p.223).

Distorsiunea componentel or în urma prelucr ării la cald poate avea loc, dar aceast ă
problemă poate fi rezolvată cu ușurință tinând sub control temperatura constant ă. Un alt efect
nedorit al prelucr ării la cald este formarea la suprafa ță a unor straturi de oxizi, care trebuie s ă
fie îndepărtate fie chimic (cu acizi) fie mecanic (prin sablare). Dup ă îndepărtarea straturilor,
suprafața compusului este finisată până ce devine ca o oglindă sau mată. Ulterior, suprafa ța
este curățată, degresat ă, și pasivizat ă cu acid azotic (Standard ASTM F86). Compusul este
spălat și curățat din nou înaintea împachet ării și sterilizării.
Pe plan mondial, utilizarea o țelurilor inoxidabile austenitice este limitat ă datorită
eliberă rii produșilor de coroziune sub forma de ioni metalici Ni2+, Cr3+, Cr6+ care produc
efecte locale în organism și care distrug implantul.

5.2. Aliaje pe baz ă de cobalt
Aceste aliaje sunt numite în general aliaje cobalt-crom. În principiu, exist ă două tipuri
de astfel de aliaje ; unul este aliajul CoCrMo (F76), care este folosit în general pentru
turnarea matriței unui produs, iar cel ălalt este alia jul CoNiCrMo (F562), care de obicei este
prelucrat prin forjare la cald . Aliajul CoCrMo a fost folosit mult timp în stomatologie și, mai
nou, în fabricarea articulaț iilor artificiale. Aliajul forjat CoNiCrMo este nou, folosit ast ăzi în
fabricarea r ădăcinilor protezelor, mai ales în cazul articula țiilor asupra c ărora acț ionează o
presiune mare, precum genunchiul și șoldul.
38

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

5.2.1. Tipuri și compozitia aliajelor bazate pe Co
Standardul american (ASTM) descrie 4 tipuri de astfel de aliaje recomandate în
implanturile chirurgicale : (1) aliaj CoCrMo tu rnat (F76), (2) aliaj CoCrWNi forjat (F90), (3)
CoNiCrMo forjat (F562) și (4) aliaj CoNiCrMoWFe (F563). Compozi țiile chimice a primelor
trei tipuri sunt prezentate pe scurt în Tabelul 5-3.

Tabelul 5-3.Compozi ția chimică a aliajelor pe baz ă de Co
CoCrMo (F75) CoCrWNi (F90) CoNiCrMo (F562)
Element
min. % max. % min. % max. % min. % max. %
Cr
Mo
Ni
Fe
C
Si
Mn
W
P
S
Ti
Co 27,0
5,0
—
—
—
—
—
—
—
—
—
echilibru 30,0
7,0
2,5
0,75
0,35
1,00
1,00
—
—
—
—
echilibru 19,0
—
9,0
—
0,05
—
—
14,0
—
—
—
echilibru 21,5
—
11,0
3,0
0,15
1,00
2,00
16,0
—
—
—
echilibru 19,0
—
9,0
33,0
—
—
—
—
—
—
—
echilibru 21,0
10,5
37,5
1,0
0,025
0,15
0,15
—
0,015
0,010
1,0
echilibru
În prezent, doar dou ă dintre cele patru aliaje sunt folosite foarte mult în fabricarea
implanturilor, și anume aliajul CoCrMo pentru turnat și aliajul CoNiCrMo pentru forjat. A șa
cum se poate vedea și în Tabelul 5-3, compozi ția aliajelor difer ă.

5.2.2. Propriet ățile aliajelor pe baz ă de Co
Cele două elemente de baz ă ale aliajului pe baz ă de Co formeaz ă o soluție solidă
conținând până la 65 % Co, iar restul Cr, a șa cum arat ă și Figura 5-3. Molibdenul este ad ăugat
pentru a ob ține granule mai fine, care duc la m ărirea ezisten ței în urma forj ării sau turn ării.
39

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

Figura 5-3. Diagra ma fazelor Co-Cr.
(Sursa: Metals Reference Book, C.J. Smithells (ed.) Butterworths, London, 1976).

Unul dintre cele mai eficient e aliaje de forjare pe baz ă de Co este aliajul CoNiCrMo ,
inițial numit MP35N (Co standa rd presat), care con ține aproximativ 35% Co, respectiv Ni.
Aliajul prezintă un grad avansat de rezistență la coroziune în ap ă de mare (con ținând ioni de
clorură) sub o presiune foarte mare. Prelucrarea la rece poate m ări considerabil rezisten ța
aliajului ca în Figura 5-4. Cu toate aces tea, prelucrarea la rece este dificil ă, mai ales în cazul
fabrică rii unor aparate de dimensiuni ma ri, cum ar fi baza implantului de șold. Doar
prelucrarea la cald se poate folosi în fabricarea unui implant din acest aliaj.
Proprietățile abrazive ale aliajului forjat CoNiCrMo sunt asem ănătoare cu cele ale
aliajului de turnare CoCrMo (aproximativ 0.14 mm/an din testele de simulare a implantului de
șold) ; cu toate acestea, primul nu este recomandabil pentru p ărțile libere ale protezelor
articulare din cauza gradului redus de frecare fa ță d e e l î n s u și și față de alte materiale.
Rezistența maximă la oboseal ă
40

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

Figura 5-4. Dependen ța rezisten ței la tracțiune de deformarea la rece a aliajului CoNiCrMo.
(După T.M. Devine and J. Wulff, Cast vs. Wrought Cobalt–Chromium Surgical Implant Alloys,
J. Biomed. Mater. Res., 9, 151-167,1975).

și rezisten ța maximă la tracțiune a aliajului forjat CoNiCrMo fac ca acesta s ă fie indicat în
implanturile cu durabilitate ridicat ă, fără a induce fracturi sa u tensiuni la oboseal ă. Este cazul
protezelor articulare la șold. Avantajul este mult mai apreciat și vizibil atunci când un implant
trebuie înlocuit cu un altul, deoarece este foarte dificil de înlocuit un implant e șuat, mai ales
dacă acesta se afl ă poziționat adânc în canalul medular femural. Mai mult, o artroplastie
refăcută este de obicei mai pu țin rezistent ă decât cea ini țială, din punct de vedere a func țiilor
sale, aceasta fiind mult mai slab fixat ă în implant decât precedenta.
Tabelul 5-4 prezint ă proprietățile mecanice impuse aliajelor pe baz ă de Co. Ca și în
cazul altor aliaje, cu câ t e mai mare rezisten ța, cu cât e mai mic ă ductilitatea. Ambele tipuri de
aliaje sunt foarte rezistente la coroziune .
Procesul pentru determinarea experimental ă a cantității de Ni eliberat din aliajul
CoNiCrMo și din 316L la 37°C, l-a c ondus pe Ringer la o solu ție interesant ă. Cu toate c ă în
cazul aliajului pe baz ă de Co, cantitatea ini țială de ioni de Ni elibera ți în soluție este mai
mare, procentajul era mereu aproximativ acela și (3 × 10-10 g/cm3) pentru ambele aliaje, a șa
cum arată și Figura 5-5. Acest lucru este surprinz ător deoarece cantitatea de Ni din aliajul
CoNiCrMo este cam de 3 ori mai mare decât cea din aliajul 316 L.
Modulul de elasticitate pentru aliajele pe baz ă d e C o n u s e s c h i m b ă o dată cu
modificarea valorii rezisten ței finale. Valoarea modulului este între 220 și 234 GPa, mai mare
decăt în cazul altor materiale, precum o țelurile inoxidabile. Acest lucru poate influen ța
schimbarea valorii for ței de tensiune a osului, deș i nu s-au stabilit înc ă exact care sunt efectele
creșterii coeficientului.

41

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

Tabelul 5-4. Propriet ățile mecanice impuse aliajelor pe baz ă de Coa
CoCrNiMo (F562) forjat

Proprietate CoCrMo
turnat
(F76) CoCrWNi
forjat
(F90) Soluție
recoaptă Prelucrat la rece
și îmbătrânit Recoacere
completă
Rezistența la tracțiune (MPa)
Limita de curgere (0.2%)
(MPa)
Alungire (%)
Gâtuirea (%)
Rezistența la oboseala (MPa)b655
450
8
8
310 860
310
10
—
— 795-1000
240-655
50,0
65,0
— 1790
1585
8,0
35,0
— 600
276
50
65
340
aConform : Annual Book of Standards, Part 46, American Society for Testing and Materials, 1981.
bDupă M. Smelithsch, Eng. Med., 9, 201-207,1980.

5.2.3. Construc ția implanturilor folosind aliaje pe baz ă de Co
Aliajul Co-Cr este susceptibil s ă se durifice în urma prelucră rii mecanice, astfel încât
procesul normal al fabrica ției folosit în cazul altor materiale, nu poate fi folosit. În schimb,
aliajul este turnat printr-o metod ă veche de ceruire (turnare prin injec ție) care presupune
următoarele etape :
1. Se fabric ă o matrița/formă de turnare din cear ă a piesei dorite.
2. Forma (de turnare) este acoperit ă cu o substan ța refractară , mai întâi prin acoperirea
în strat sub țire cu o past ă/ceramică (suspensia sili ciului în solu ția de silicat de ethyl), urmat ă
de acoperirea completă după uscare.
3. Ceara este topit ă într-un cuptor (100-150°C).
4. Forma este înc ălzită la temperatur ă mare, arzându-se orice urm ă de ceară sau
substanțe ce elibereaz ă gaz.
5. Aliajul topit este turnat cu ajutorul for ței gravitaț ionale sau centrifuge. Temperatura
de turnare este de aproximativ 800-1000°C, iar aliajul se afl ă la 1350-1400°C.
Controlând temperatura de tu rnare, aceasta va influen ța marimea gr ăunților topiturii
finale; grăunții mari formaț i la temperaturi ridicate vor micș ora rezisten ța. Cu toate acestea, la
temperaturi mari de turnare vom ob ține precipitate (carburice) mai mari, cu distan țele dintre
ele mai mari, dând na ștere unui material mai pu țin sfărâmicios. Din nou, exist ă o relație de
complementaritate între rezisten ță și duritate.

5.3. Ti ș i aliajele pe baz ă de Ti
Încercă ri de a folosi titanul în fabricarea implanturilor dateaz ă din anii 1930. S-a
descoperit c ă titanul era tolerat în femurul pisicii, la fel cum erau și oțelurile inoxidabile și
Vittallium (aliaj CoCrMo). S-a descoperit c ă titanul era tolerat în femurul pisicii, la fel cum
erau și oțelurile inoxidabile și Vittallium (CoCrMo). Faptul c ă este un material u șor (4,5
42

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

g/cm3 comparat cu 7,9 g/cm3 pentru tipul 316, 8,3 g/cm3 pentru CoCrMo turnat și 9,2 g/cm3
pentru aliajul CoNiCrMo forjat) și propriet ățile mecano-chimice sunt caracteristici necesare
realizării implanturilor.
5.3.1. Compozi țiile titanului și aliajelor pe baz ă de titan
Există patru tipuri de titan nealiat pentru aplica țiile implanturilor chirurgicale (Tabelul
5-5). Titanul con ține mai multe impurit ăți dar, oxigenul, fierul și azotul sunt controlate foarte
strict. Oxigenul are o mare influen ță asupra ductilit ății și rezisten ței titanului. În funcț ie de
gradul de impurificare avem grad 1 (Ti 1), grad 2 (Ti 2) etc.
Unul dintre aliajele titanului (Ti 6Al 4V) este foarte des folosit în fabricarea
implanturilor, iar compozi ția chimică este prezentată în Tabelul 5-5. Principalele elemente ce
intră în alcătuirea acestui aliaj sunt alum iniul (5,5-6,5 % greutate) și vanadiul (3,5-4,5 %) plus
impurități.
Tabelul 5-5. Compozi ția chimică a titanului și aliajelor sale (ASTM F67, F136)
Element Ti 1 Ti 2 Ti 3 Ti 4 Ti 6Al 4Va
Azot
Carbon
Hidrogen
Fier
Oxigen
Titan 0,03
0,10
0,015
0,20
0,18
echilibru 0,03
0,10
0,015
0,30
0,25
echilibru 0,05
0,10
0,015
0,30
0,35
echilibru 0,05
0,10
0,015
0,50
0,40
echilibru 0,05
0,08
0,0125
0,25
0,13
echilibru
aAluminiul 6,00%(5.50-6,50), Vanadiul 4,00%(3,50-4,50), alte elemente 0,1% max. sau 0,4% în total.

5.3.2. Structura ș i propriet ățile Ti și ale aliajelor pe baz ă de Ti
Titanul este o substant ă alotropic ă care se g ăsește într-o structur ă hexagonal ă foarte
restrânsă (compact ă) (α-Ti) până la 882°C și într-o structur ă cubică centrată (β-Ti) peste
această temperatur ă.

Figura 5-5. Diagram ă parț ială de faze Ti-Al-4V ;
(După C.J.E. Smith &A.N.Hughes, The Corrosion Fatigue Behavior of a Ti-6%Al-4%V Alloy,
Eng.Med.,7, 158-171, 1966).
43

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

Adăugarea de elemente în aceste aliaje al ături de titan îl ajut ă pe acesta s ă capete o
varietate de propriet ăți :
1. Aluminiul tinde s ă stabilizeze faza α, adică să mărească temperatura de
transformare de la faza α la β (Figura 5-5).
2. Vanadiul stabilizează faza β coborând temperatura de transformare de la α la β.
Aliajele α au o microstructur ă monofazică (Figura 5-6.a), având drept caracteristic ă
pregnantă capacitatea de a fi sudate. Capacita tea de stabilizare a acestor substan țe bogate în
aluminiu din acest grup de aliaje se finalizeaz ă într-o duritate excelentă și o rezisten ță la
oxidare la temperaturi ridicate (300-600°C). Aceste aliaje nu pot fi tratate la cald în scopul
durificării, deoarece sunt monofazice.

Figura 5-6. Microstructura aliajelor de Ti (500x). (a) aliaj α-Ti recopt, (b) Ti 6Al 4V, aliaj α-β recopt,
(c) aliaj β-Ti recopt. (Dup ă G.H.Hille, Titanium for Surgical Implants, J.Mater, 1, 373-383,1966).

Adăugarea unei cantit ăți controlate de elemente stabilizatoare β face ca faza β
superioară să reziste transform ărilor de temperatură , ceea ce se realieaz ă într-un sistem
bifazic. Precipitatele fazei β vor apă rea în urma trată rii la cald la temperatura de c ălire a
soluției solide, urmat ă de îmbătrânire (durificare prin precipitare) la o anumit ă temperatur ă
joasă . Ciclul de îmb ătrânire determin ă precipitarea unor particule fine α din metastabilul β ce
intersecteaz ă structura α, care este mult mai rezistent ă decât structura recoapt ă α-β, (Figura 5-
6.b). Un procentaj mai mare de elemente stabilizatoare β (13% greutate V în aliajul
Ti13V11Cr3Al) dă naștere unei microstructuri predominant β care poate fi durificată prin
tratament termic, (Figura 5-6.c).
Proprietătile mecanice ale titanului pur comercial și ale aliajului Ti 6Al 4V sunt date
în Tabelul 5-6. Coeficientul de elasticitate al acestor materiale este de 110 GPa, ceea ce este
jumătate din valoarea celui din cazul aliajelor Co-Cr. Din Tabelul 5-6 se poate observa
44

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

conținutul ridicat de impurit ăți care induce la o rezisten ță ridicată și o ductilitate redus ă.
Rezistența materialului variaz ă de la o valoare mult mai sc ăzută decât cea în cazul tipului de
aliaj 316 sau al aliajelor pe baz ă de Co, pân ă la o valoare aproape egal ă cu cea a aliajului 316
normalizat sau al aliajului turnat CoCrMo. Cu toate acestea, atunci când este comparat din
punct de vedere al rezisten ței specifice (rezisten ță/densitate), aliajul de titan exceleaz ă peste
toate celelalte materiale folosite la realizarea impl anturilor, ca în Figura 5-7. Astfel, titanul are
o rezistență de mărginire scăzută, făcându-l indesirabil pentru implanturile de șuruburi osoase,
plăci osoase și alte aplica ții similare.

Figura 5-7. Raportul rezisten ță/densitate pentru materialele de implanturi.
(După G.H.Hille, Titanium for Surgical Implants, J.Mater , 1, 373-383,1966).

Tabelul 5-6. Propriet ățile mecanice ale Ti și ale aliajelor pe baz ă de Ti
Proprietăți Ti 1 Ti 2 Ti 3 Ti 4 Ti 6Al 4V
Rezisten ța la tracțiune (MPa)
Limita de curgere 0,2% (MPa)
Alungire (%)
Gâtuirea (%) 240
170
24
30 345
275
20
30 450
380
18
30 550
485
15
25 860
795
10
25

Titanul datoreaz ă rezistența sa la coroziune form ării unui strat de oxid solid. În
condiții in vivo , oxidul (TiO 2) este singurul produs de reac ție stabil. Stratul de oxid formeaz ă
45

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

un înveliș subț ire aderent care ajut ă la pasivizarea materialului. Rezisten ța la coroziune va fi
discutată în capitolul 5.6.

5.3.3. Fabricarea implanturilor din Ti
Titanul este puternic reactiv la temperaturi mari și arde imediat în prezen ța oxigenului.
De aceea, este nevoie de un mediu inert pent ru ca prelucrarea la temperaturi mari s ă aibă loc,
sau poate fi prelucrat prin topirea prin absorb ție. Oxigenul difuzeaz ă rapid în titan, iar
oxigenul dizolvat face ca metalul s ă devină sfărâmicios. Prin urmare, orice proces de topire la
temperaturi mari sau forjare ar trebui realizate la temperaturi mai mici de 925°C. Prelucrarea
la temperatura camerei nu este întotdeauna o solu ție pentru aceste probleme, deoarece
materialul tinde s ă strice și s ă rupă instrumentele de tă iere. Uneltele foarte ascu țite cu vitez ă
mică și lame mari sunt folosite pentru a mic șora acest efect. Preluc rarea electrochimic ă este
un mijloc interesant, de altfel.
5.4. Metale folosite în stomatologie

5.4.1. Amalgamul dentar
Un amalgam este un aliaj în care unul din comp onente este mercurul. Motivul folosirii
amalgamului ca material pentru plombe dentare este faptul c ă, având în vedere că la
temperatura camerei mercurul este în stare lichid ă, el poate reac ționa cu alte substan țe precum
argintul și staniul și să formeze o masă plastică care poate fi introdusă în cavitate și care se
întărește în timp. Pentru a umple o cavitate, stomatologul amestec ă aliajul solid, care se
găsește sub o anumit ă formă, cu mercur, folosind un instrume nt de triturare. Materialul
obținut este deformabil și, astfel, este introdus în cavitatea dentară și ia forma acesteia. Aliajul
solid conține cel pu țin 65% greutate argint și cel mult 29% staniu, 6% cupru, 2% zinc și 3%
mercur. Astfel, reac ția întregului proces este
γ + Hg → γ + γ 1 + γ 2 (5-1)
în care, faza γ este Ag 3Sn, γ1 este Ag 2Hg, γ 2 este Sn 7Hg (Figura 5-8).
46

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

Figura 5-8. Diagrama sistemului Ag-Sn.
Diagrama pentru sistemul Ag-Sn-Hg arat ă că de-a lungul într egului proces
compozițional, toate cele trei faze sunt prez ente. Amalgamele dentare, la sfâ șitul întregului
proces, con țin 45% – 55% greutate mercur, 35%-45% argint și aproximativ 15% staniu. De-a
lungul procesului de fixare, rezisten ța crește, astfel încât amalgamul într-o singur ă oră atinge
1/4 din rezisten ța finală, și atinge întreaga valoare dup ă o zi.
5.4.2. Aurul
Aurul și aliajele acestora sunt metale utile în stomatologie datorit ă durabilit ății lor,
stabilității și rezisten ței la coroziune. Plombele de aur pot fi aplicate prin dou ă metode :
turnare sau topire. Turnarea se face lu ănd un mulaj de cear ă a cavităț ii pregătite ulterior,
folosind acest mulaj, se face o o matri ță dintr-un material precum silicatul de gips, rezistent la
temperaturi mari, și se toarn ă aurul topit în matri ță. Pacientului i se aplic ă o plombă temporară
până la fixarea celei definitive. Aliajele din aur sunt folosite pentru reconstituiri prin turnare,
deoarece prezint ă proprietăți mecanice superioare aurului pur. Rezisten ța la coroziune a
acestor aliaje este mic ă, deși conțin 75 % sau chiar mai mult aur sau alte metale nobile.
Cuprul în aliaj cu aurul produce m ărirea semnificativ ă a rezisten ței. De asemena și platina, dar
nu putem ad ăuga mai mult de 4% platin ă, deoarece astfel punctul de topire al aliajului ar
crește considerabil. Argintul compenseaz ă culoarea cuprului. O cantitate mic ă de zinc ar putea
fi adă ugată pentru a mic șora punctul de topire și pentru a elimina oxizii forma ți în timpul
topirii. Pe pia ță sunt disponibile alia jele de aur cu diferi ți compuși. Aliaje mai moi con ținând
mai mult de 83% aur sunt folosite pentru plom be, deoarece nu sunt supuse unor tensiuni prea
47

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

mari. Aliajele mai tari con ținând mai pu țin aur sunt preferate în realizarea coroanelor și
rădăcinilor dentare, asupra c ărora acționează tnsiuni mult mai mari.
Reconstituirile maleabile sunt fabri cate în cavitate din straturi de foi țe de aur pur.
Foițele sunt degazate înainte de folosire, iar straturile sunt sudate unul de cel ălalt datorit ă
presiunii la temperatura camerei. Acest tip de sudare const ă în lipirea straturile prin difuziune
termică a atomilor de pe un strat pe altul. De vreme ce contactul strâns este una dintre
condițiile cerute de acest pr ocedeu, evitarea îmbin ării lor este foarte important ă. Aurul pur
este relativ moale, astfel încât acest tip de reconstituire este limitat la suprafe țe ce nu sunt
supuse unor tensiuni mari.
5.4.3. Aliajele Ni – Ti
Aceste aliaje prezint ă o caracteristic ă neobișnuită , ex. după deformarea materialului,
acesta poate reveni imediat la forma precedent ă încălzirii materialului. Fenomenul este numit
efectul memoriei de form ă (SME – Shape Memory Effect). Comportamentul aliajului Ni-Ti a
fost studiat pentru prima oar ă de către Buehler și Wiley în Laboratorul artileriei marine al
Statelor Unite. Acest aliaj echiatomic (Nitinol) prezint ă un SME excepț ional aproape de
temperatura camerei: dac ă sub temperatura camerei, acesta sufer ă deformare plastică , el
revine la forma ini țială o dată cu creșterea temperaturii. În gene ral, SME este în strâns ă
legătură cu faza de transformare martensitic ă fără difuzie care în realitate este termoelastic ă,
termoelasticitatea fiind în legă tură cu ordinea în faza ini țială și cea martensitic ă. Această
transformare prezint ă următoarele caracteristici:
1. Formarea martensitei poate începe o dată cu răcirea materialului sub temperatura
Ms, definită ca temperatura la care aceast ă transformare începe. Formarea martensitei poate
începe și o dată cu aplicarea unei for țe mecanice la temperatur ă mai mare de M s.
2. Temperaturile M s și A s (temperatura la care începe transformarea opus ă, cea
austenitic ă, o dată cu încălzirea) pot fi m ărite aplicând forț e sub punctul de transformare ;
creșterea este proporț ională cu forța aplicată .
3. Materialul rezultat este mai elastic decât orice alt metal.
4. Transformarea este reversibil ă.
Aceste aliaje î și pot găsi utilizare în fabricarea aparat elor ortodontice, cleme pentru
anevrisme intracraniane, filtru pentru vena cav ă, mușchi contractili artificiali pentru o inim ă
artificială, implanturi ortopedice și alte instrumente medicale.
Pentru a fabrica asemenea instrumente, este necesar ă înțelegerea complet ă a
comportamentului mecanic și termic din timpul fazei de transformare martensitic ă. Un aliaj
Ni-Ti cunoscut este Nitinol 55 (55 % greutate sau 50 % Ni atomic), care prezint ă o singură
48

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

fază și “memoria mecanic ă” plus alte proprietăț i, ex. amortizare acustic ă ridicată, conversia
directă a energiei calorice în energie mecanic ă, rezistență ridicată la oboseal ă, și ductilitate la
temperaturi mici. Trecerea de la Nitinol 55 (aproa pe de NiTi stoichiometric) la aliaj bogat în
Ni dă naștere unui grup de aliaje care sunt și ele complet nemagnetice, dar diferă de Nitinol
55 prin capacitatea de a se durifica la cald. Cu cât con ținutul de Ni se apropie de 60%gr,
capacitatea de a reveni la forma ini țială scade iar sensibilitatea la tratarea la cald cre ște rapid.
Atât Nitinol 55 cât și Nitinol 60 au moduli de elasticitate mici și pot fi mai duri și mai elastici
decât oțelurile inoxidabile, aliajele Ni-Cr sau Co-Cr.
Eficienț a revenirii la forma in țială a Nitinolului 55 poate fi controlat ă prin schimbarea
temperaturii finale de nor malizare din timpul prepar ării aliajului. Pentru a ob ține cele mai
bune rezultate, forma este prestabilit ă prin expunerea mostrei la o temperatură de 482 –
510°C. Dac ă firul normalizat se deformeaz ă la o temperatur ă mai mic ă decât cea stabilit ă,
revenirea la forma ini țială va avea loc o dat ă cu creșterea temperaturii, chiar dac ă deformarea
nu a atins limitele deform ării cristaline (~8% for ță de deformare). Aliajele Ni-Ti prezint ă de
asemena o bun ă biocompatibilitate și rezistență la coroziune in vivo .
Proprietătile mecanice ale a liajului Ni-Ti sunt mai ales sensibile la stoichiometria
compoziției (Tabelul 5-7) și la precedentul calorimetric și mecanic. Cu toate c ă se cunosc
multe despre acest procedeu și în special despre propriet ățile mecanice și proprietăț ile legate
de SME, foarte pu ține sunt cunoscute despre metalurgia termomecanic ă și fizică a aliajului.
Tabelul 5-7.Compozi ția chimică a firului din aliaj Ni-Ti
Element Compoziție, (%)
Ni
Co
Cr
Mn
Fe
Ti 54,01
0,64
0,76
0,64
0,66
echilibru

Calorimetrul diferen țial (DSC – Differential Scanning Calorimeter) este un aparat
capabil să măsoare rezisten ța la căldură a materialelor în funcț ie de temperatur ă. Figura 5-7
arată o mostră tipică pentru aliajul Ni-Ti și identific ă unii parametri relevan ți. Aliajele Ni-Ti
prezintă în general dou ă valori maxime pentru temperatura de transformare martensitic ă la
răcire (temperaturile de început și de sfâr și t d e t r a n s f o r m a r e M s și M f), respectiv la cald
(temperaturile de început și de sfârșit de transformare austenitică As și A f ). Raportul dintre
suprafața sub că ldura specific ă și temperatura curbei poate fi folosit ă pentru a calcula
totalitatea energiei calorice folosit ă pentru transformarea de faz ă.
49

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

Curbele specifice momentului de încovoi ere versus unghiul de încovoiere sunt
reprezentate în Figura 5-8. Aliajele Ni-Ti au fost testate la 0°C și la temperatura camerei.

Figura 5-7. Curba DSC specific ă energiei termice (c ăldura specific ă) vs. temperatura.
(După J.H.Lee, J.B.Park, S.F.Andreasen, R.S.Lakes, Ther momechanical Studies of NiTi Alloys, J.Biomed.
Mater. Res. 22, 573-588, 1989).

Așa cum se poate observa din grafic, probele deformate la temperatura camerei reveneau
aproape complet la forma ini țială, indicând faptul că temperatura de transformare este
apropiată ca valoare de temperatura camerei. Din gr afic, elasticitatea aliajului este calculat ă în
funcție de forțele aplicate și sunt date în Tabelul 5-8. Rezultatele demonstreaz ă că coeficientul
de elasticitate este mai mare la temperatur ă mai mare.

Figura 5-8. Varia ția momentului de încovoiere cu unghiul de încovoiere
pentru aliajul NiTi la 00C și la temperatura camerei.
(După J.H.Lee, J.B.Park s, S.F.Andreasen și R.S.Lakes, J. Biomed. Mater. Res. 22, 1989).
50

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

Figura 5-9 prezint ă o microstructur ă tipică a aliajului Ni-Ti la temperatura camerei. Imaginea
microscopic ă optică a secț iunii transversale a firului este dat ă în Figura 5-9 a și ilustreaz ă
incluziunile nemetalice dispersate eschidistant în structura Ni-Ti. Incl uziunile sunt presupuse
a fi în principiu din carbonitraț i de titan, cu putini oxizi de Ni-Ti. Imaginile b și c prezintă
microfotografii SEM a fragmentelor legate sau nelegate la temperatura camerei.

Figura 5-9. Microstructura probei din NiTi la temperatura mediului ambiant. ( a) Micrografia optic ă (100x) a
secțiunii transversale prezint ă incluziuni nemetalice (particule negre) în matricea de NiTi (fondul alb). ( b)
Micrografie prin scanare electronic ă a sârmei nedeformat ă (neîndoit ă) în sec țiune longitudinal ă (1000x) ce
prezintă pori alungi ți în direcția axială. (c) Micrografie prin scanare electronic ă a probei deformat ă (îndoită) în
secțiune longitudinal ă (1000x). Se obser ă martensita format ă la aprox. 450 în direcția trefilarii sârmei (partea din
dreapta a micrografiei).

Din aceste microfotografii, se pot observa porii mari alinia ți de-a lungul axei longitudinale a
rețelei. Porii mari par a fi crea ți în urma etapelor de finisare și prelucrare chimic ă în
prepararea probei. Cu toate acestea, Figura 5-9c arat ă structura martensitic ă transformat ă
aproape de suprafa ță în contrast cu structura nedeformat ă din Figura 5-9b, care nu prezint ă
structură martensitic ă la temperatura camerei.

Tabelul 5-8. Propriet ățile elastice ale firului din aliaj Ni-Ti
Elasticitatea ( Eb)aTemperatura de testare
(0C) Lbf·in/grad×10-3N·m/grad×10-4Modulul de elasticitate Young ( E)
(GPa)
00
Temperatura camerei 1,4
4,3 1,58
4,86 31
30
a Eb = ΔIb/Δω (momentul de încovoiere/unghiul de încovoiere)

51

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

5.5. ALTE METALE

Multe alte metale au fost folosite în numeroase implanturi specializate.
Tantalul a fost folosit în studiul implanturilor la animale și s-au dovedit a fi
biocompatibile. Din cauza propriet ățilos sale mecanice s ărace (Tabelul 5-9) și densității sale
mari (16,6 g/cm3), acesta este folosit în pu ține implanturi precum suturile în chirurgia plastic ă
și neurochirurgie și pentru radioisotopi în tumorile la vezica urinar ă.
Platina și alte metale nobile din clasa platinei au o mare rezisten ță la coroziune, dar se
caracterizeaz ă prin propriet ăți mecanice s ărace. Sunt folosite mai ales în aliaje pentru
fabricarea electrozilor din pacemaker de exemplu, datorit ă rezistenței mari la coroziune și a
potențialului de prag sc ăzut.

Tabelul 5-9. Propriet ățile mecanice ale Ta (ASTM F560)
Proprietăți Recoacere complet ă Prelucrat la rece
Rezisten ța la tracțiune, (MPa)
Limita de curgere, 0,2% (MPa)
Alungirea, (%)
Coeficientul lui Young, (GPa) 205
140
20-30
— 515
345
2
190

5.6. COROZIUNEA IM PLANTURILOR METALICE

Coroziunea este o rac ție chimic ă nedorită a metalelor la contactul cu mediul
înconjurător, provocând degradarea continu ă a acestuia în prezen ța oxizilor, hidroxizilor și a
altor compu și. Lichidul din țesuturile corpului omenesc con ține apă, oxigen dizolvat, proteine
și diferiți ioni precum clorura și hidroxidul. Prin urmare, corpul omenesc este un mediu foarte
agresiv pentru metalele folosite în implanturi. Rezisten ța la coroziune a substan țelor metalice
folosite în implanturi este un as pect important al biocompatibilit ății.

5.6.1. Aspecte electrochimice
Starea multor metale în care ac ționează cea mai mic ă energie într-un mediu oxigenat sau
hidratat este cea de oxid. Coroziunea are loc atunci când atomii de metal ionizeaz ă și intră în
soluție, sau se combin ă cu oxigen sau alte substanț e pentru a forma un compus care este
eliminat sau se dizolv ă. Mediul corpului uman este foar te agresiv când este vorba despre
coroziune, deoarece nu es te numai lichid, dar con ține și ioni de clorur ă și proteine. O
multitudine de reac ții chimice diferite au loc atunci câ nd un metal este introdus într-un mediu
apos, ca în Figura 5-10.
52

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

Figura 5-10. Celul ă electrochimic ă.

Electrolitul, care con ține ioni în solu ție, are rolul de a completa circuitul electric. În corpul
uman, ionii necesari se g ăsesc în num ăr mare în fluidele din corp. Anionii sunt ioni negativi,
care migreaz ă spre anod, iar cationii sunt ioni pozitivi care migrează spre catod. Componenta
electrică V în Figura 5-10 poate fi un voltmetru cu care se poate m ăsura poten țialul produs ;
sau poate fi o baterie , iar în acest caz celula este o celul ă electroplacat ă ; poate fi un țesut de
rezistentă atunci când celula electrochimic ă este de fapt o celul ă ce provoacă coroziunea
nedorită de un biomaterial în corp. În corp, o sursă electrică conducătoare externă poate fi
prezentă sub forma unui stimulator cardiac, sau a unui electrod cu rol în stimularea cre șterii
oaselor. La anod, sau electrodul pozitiv, metalul oxideaz ă. Pot avea loc urm ătoarele reac ții ale
metalului M:
M → M+n + ne-1 (5-2)
La catod, sau electrod negativ, urm ătoarele reac ții de reducere sunt importante :
M+ + e- → M (5-3)
M2+ + OH- + 2e- → MOH (5-4)
2H3O+ + 2 e- → H2↑ + 2H 2O (5-5)
1/2 O2 + H 2O + 2 e- → 2OH- (5-6)
Fie, ca exemplu, coroziunea unui metal cum ar fi fierul. Ionul metalic se duce în
soluție în form ă ionizată după cum urmează :
Fe + 2H 2O → Fe2+ + H 2↑ +2OH- (5-7)
În prezența oxigenului, se poate forma rugină în reacțiile următoare :
4Fe2+ + O 2 + 2H 2O → Fe3+ + 4OH- (5-8)
4 Fe3+ + 12OH- → 4Fe(OH) 3↓ (5-9)
53

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

Dacă este puț in oxigen disponibil, Fe 3O4, magnetit ă, poate forma un precipitat mai mult dec ăt
un hidroxid feric.
Tendința metalelor de a intra în coroziunese se exprim ă cel mai simplu prin seria
electrochimic ă standard a potențialelor Nernst , ca în Tabelul 5-10. Aceste poten țiale sunt
obținute prin m ăsurători electrochimice în care un electrod este un hidrogen standard format
de o bulă de hidrogen de-a lungul unui strat de platin ă pulverizat fin. Poten țialul acestui
electrod de referin ță este considerat a fi zero. Meta lele nobile sunt acelea cu poten țial mai
mare decât electrodului de hidrogen standard ; metalele de baz ă au potențial mai mic.
Dacă două metale similare sunt prezente în acela și mediu, cel care este cel mai negativ
în seria galvanic ă va deveni anod, și va avea loc coroziunea bimetalic ă (sau galvanic ă).
Coroziunea galvanic ă poate fi mult mai rapid ă decât coroziunea unui singur metal. În
consecință, implanturile din metale diferite (metale mixte) trebuie evitat ă. Acțiunea galvanic ă
poate sfâr și cu o coroziune cu un singur metal, dacă avem de a face cu lipsa omogenit ății în
metal sau în mediul în care se afl ă acesta.
Tabelul 5-10. Seria electrochimic ă standard

Reacție ΔE0 (volți)
Li ↔ Li+
Na ↔ Na+
Al ↔ Al+
Ti ↔ Ti2+
Fe ↔ Fe2+
H 2 ↔ 2H+
Ag ↔ Ag+
Au ↔ Au+ -3,045
-2,714
-1,66
-1,63
-0,44
0,000
+0,799
+1,68

Diferența de poten țial E observată de concentra ția ionilor metalici în solu ție conform
ecuaț iei Nernst,
E = E 0 + (RT / nF) ln [Mn+] (5-10)
în care E0 este poten țialul electrochimic standard, T este temperatura absolut ă, F este
constanta lui Farraday, 96,485 coulombi / moli, iar n numărul de ioni.
Ordinea nobilităț ii observat ă în practic ă poate diferi de cea prezis ă termodinamic.
Motivul este faptul c ă unele metale devin acoperite cu un strat pasivator de produ și de reacție,
care protejeaz ă metalul de un atac ulterior. Reac ția de disolu ție poate fi puternic ireversibil ă
astfel încât o barier ă de potențial trebuie dep ășită. În acest caz, coroziunea poate fi oprită chiar
dacă devine favorabil ă energetic. Într-un final, reac țiile de coroziune pot continua încet :
cinetica nu este determinat ă de termodinamic ă.

54

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

5.6.2. Diagramele Pourbaix ale coroziunii
Diagrama Pourbaix reprezint ă regiuni de coroziune, pasivitate ș i imunitate, care
depind de un poten țial de electrod și pH. Diagramele Pourbaix deriv ă din ecua țiile Nernst și
din solubilitatea produselor de degradare și a constantelor de echilibru ale reac ției. De dragul
definirii, aria de coroziune este aleas ă arbitrar la o concentra ție mai mare de 10-6 g atom per
litru (molar) sau mai mult metal în solu ție. Aceasta este echivalentă cu 0,06 mg/litru pentru
metale cum ar fi fierul sau cuprul, și 0,03 mg/litru pentru aluminiu.

Figura 5-11 . Diagrama Pourbaix pentru Cr prezint ă regiuni asociate diferitelor fluide ale corpului.
( J.H.Dumbleton și J.Black, An Introduction to Orthopaedic Materials , Charles C.Thomas,Springfield, 1975)
Imunitatea se define ște ca echilibrul dintre metal și ionii săi la mai pu ți n d e 1 0-6
molar. În regiunea imun ă, coroziunea este imposibil ă din punct de vedere energetic.
Imunitatea se mai nume ște și protecție catodic ă. În domeniul pasiviz ării, constituentul solid
stabil este un oxid, un hidroxid, un hidrat sau o sare a unui metal. Pasivitatea se define ște ca
echilibrul dintre un metal și produșii săi de reacție (oxizi, hidroxizi etc.) la o concentra ție de
10-6 molar sau mai pu țin. Aceast ă situație este folositoare dac ă produșii de reac ție sunt
aderenți. În domeniul biomat erialelor, pasivitatea poate fi sau nu adecvat ă : distrugerea unui
strat pasiv poate cauza o cre ștere a gradului de coroziune. Starea de echilibru poate avea loc
dacă produș ii de reac ție sunt îndep ărtați de fluidul din țesut. Materialele ac ționează diferit în
refacerea unui strat pasiv care a fost afectat. Acest strat de material poate proteja materialul de
bază dacă acesta este ferm aderent sau nonpor os ; în acest caz coroziunea ulterioar ă este
împiedicat ă.
55

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

Figura 5-12. Diagrama Pourbaix pentru un metal imun : aurul. (Dup ă M.Pourbaix,
Atlas of Electrochemical Equilibria in Aqueous Solutions , NACE, Houston/CEBELCOR, Brussels,1974)

Pasivizarea poate fi cauzat ă și de o polarizare concentrat ă datorată unui “zid” de ioni lâng ă
electrozi. Acest lucru rareor i poate avea loc în corp de vreme ce ionii sunt permanent
completați. Reacțiile de depolarizare catodic ă pot participa la pasivizarea unui metal prin
intermediul unei bariere de energie care împiedic ă cinetica. Câteva exemple sunt ecua țiile (5-
5) și (5-6).

Figura 5-13. Diagrama Pourbaix pentru un metal pasiv : titaniul. (Dup ă M.Pourbaix,
Atlas of Electrochemical Equilibria in Aqueous Solutions , NACE, Houston/CEBELCOR, Brussels,1974)
În Figurile 5-11 la 5-14 exist ă două linii diagonale. Linia de sus (oxigenul) reprezint ă
limita superioară a stabilităț ii apei și este asociat ă cu soluțiile bogate în oxigen sau electrolț i
alături de materiale oxidante. În regiune a de deasupra liniei, oxigenul evolueaz ă conform
ecuaț iei 2H 2O → O2 + 4H+ + 4e-. În corpul uman, sali va, fluid intracelular, și lichidul
interstițial ocupă regiuni lâng ă linia de oxigen, de vreme ce ele sunt saturate cu oxigen. Linia
diagonală inferioar ă (hidrogenul) reprezint ă limita inferioar ă a stabilit ății apei. Hidrogenul
gazos evolueaz ă conform ecuaț iei (5-5). Coroziunea apoas ă are loc în regiunea dintre cele
două linii diagonale din diagrama Pourbaix. În corpul uman, urina, bila, tractul
56

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

gastrointestinal inferior și secrețiile glandelor netubulare ocup ă regiunea de deasupra liniei de
hidrogen.

Figura 5-14. Diagrama Pourbaix pentru Mg. Regiunea ha șurată : coroziune ; regiunea nemarcat ă : pasivitate.
(După M.Pourbaix, Atlas of Electrochemical Equilibria in Aqueous Solutions , NACE, Houston/CEBELCOR,
Brussels,1974)

Semnifica ția diagramei lui Pourbaix este urm ătoarea. Diferite p ărți ale corpului au pH
diferit și concentra ții de oxigen diferite. Astfel , un metal care se comport ă bine (este imun sau
pasiv) într-o parte a corpului poate suferi o coroziune accentuat ă în altă parte. Mai mult, pH-ul
își poate schimba dramatic valoarea în țesuturi care pot fi r ănite sau infectate. În particular, un
lichid obi șnuit din țesut are pH de aproximativ 7,4, dar într-o ran ă poate scădea la 3,5, iar în
infecție poate creș te la 9,0.
Diagramele Pourbaix sunt folositoare, da r nu spun întreaga poveste ; sunt limitate. Ele
sunt realizate în func ție de echilibrul dintre metal, ap ă și produșii de reac ție. Prezen ța altor
ioni, ex. cloruri, pot avea comportament foarte diferit, iar moleculele mari pot și ele să
schimbe situaț ia. Prezicerea “pasivit ății” poate fi uneori optimist ă, dacă nu este luat ă în
considerare probabilitatea reac ției.

5.6.3 Probabilitatea de coroziune ș i curbe de polarizare
Regiunile din diagra ma Pourbaix specific ă dacă coroziunea va avea loc, dar nu
determină probabilitatea. exprimat ă ca o densitate a curentului el ectric (curent pe unitatea de
arie) depinde de poten țialul la electrozi a șa cum este ar ătat și în curbele de polarizare din
Figura 5-15. Din aceste curbe, se poate calcula num ărul de ioni elibera ți în țesut pe unitatea de
timp, precum și grosimea metalului înlă turat de coroziune într-un timp dat. Un experiment
alternativ este acela în care masa pierdut ă a unui specimen de meta l din cauza coroziunii este
măsurată în funcție de timp.
57

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

Probabilitatea coro ziunii depinde și de factorii sinergetici, cum ar fi cei de origine
mecanică. De exemplu, oboseala, deformarea repetat ăa unui metal într-un mediu coroziv, ce
produce accentuarea coroziunii și microafec țiunilor cauzate de oboseal ă.

Figura 5-15. Curbele Potenț ial – Densitate de curent pentru unele biomateriale.
(E.H.Greener, J.K. Harcourt, E.P. Lautenschlager, Materials Science in Dentistry, Williams and Wilkins,
Baltimore, 1972)

De vreme ce mediul corpului uman presupune atât aplicarea unei for țe mecanice
repetitiv cât și prezența unui mediu chimic agresiv, testarea la oboseal ă a materialelor folosite
pentru implant ar trebui f ăcută întotdeauna în condi țiile unui mediu fisiologic : solu ția lui
Ringer la temperatura camerei. În coroziunea prin m ăcinare frecarea de o parte și de alta
distruge stratul de pasivizare, provocând coroziune accelerat ă. În îngropare, coroziunea este
accelerată în local. Metalele inoxidabile sunt vulnerabile la acest proces. Coroziunea
localizată are loc dac ă metalul sau mediul nu sunt omogene. Legăturile dintre grup ări într-un
metal pot fi suspectate de început de corozi une din cauza nivelului ridicat de energie. Fisurile
sunt vulnerabile la coroziune, de vreme ce mediul chimic din fisur ă poate fi diferit de mediul
înconjurător. Suprafa ța de contact dintre șurub și suprafa ța osoasă de exemplu poate suferi
coroziune în fisuri.

58

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

5.6.4. Coroziunea metalelor disponibile
Alegera unui metal pentru implantare ar trebui s ă se facă în funcție de propriet ățile
corozive discutate mai sus. Metalele folosite curent precum biomaterialele includ aurul,
aliajele Co-Cr, metalul inoxidabil tipul 316, titanul, aliajul Ni-Ti și amalgamul Ag-Hg.
Metalele nobile sunt imune la coroziune și ar fi materiale ideale dac ă rezistența la
coroziune ar fi singura condi ție. Aurul este foarte des utilizat în coroanele dentare, oferind
performan ță superioar ă și longevitate. Cu toate acestea, au rul nu este folosit în aplica ții
ortopedice din cauza densit ății sale mari, rezisten ța insuficient ă și costul mare.
Titanul este un metal de baz ă din seria electrochimic ă; cu toate acestea, formeaz ă un
strat pasivizant robust (Figura 5-13), r ămânând pasiv în condi ții fiziologice. Curen ții de
coroziune în condiț ii normale saline sunt foarte slabi : 10-8 A/cm2. Implanturile de titan r ămân
în aparență neschimbate. Ti oferă o rezisten ță la coroziune superioar ă, dar nu este la fel de dur
și rezistent ca o țelul.
Aliajele Co-Cr ,ca și Ti, sunt pasive în corpul uman . Sunt folosite foarte des în
aplicațiile ortopedice.
Metalele inoxidabile con țin îndeajuns crom pentru a avea rezisten ță la coroziune prin
pasivizare. Stratul pasiv nu este la fel de robus t ca în cazul Ti sau alia jului Co-Cr. Doar cele
mai rezistente la coroziune di ntre metalele inoxidabile sunt potrivite pentru implanturi.
Acestea sunt tipurile aust enitice 316, 316L, 317 (AISI) și 10TiMoNiCr175, 2MoNiCr175
(STAS) care conțin Mo. Chiar și acestea sunt vulnerabile la co roziunea în fisurile din jurul
șuruburilor.
Amalgamul dentar este un aliaj de Hg, Ag, și Sn. Cu toate c ă fazele sunt pasive la pH
neutru, poten țielul transpasiv pentru etapa γ2 este un pic exagerat, din cauza cuplurilor
galvanice interfazice sau poten țialelor, datorate aerisirii diferite sub placa dentar ă. De aceea,
amalgamul adesea corodeaz ă și este cel mai activ material coroziv folosit în stomatologie.

5.6.5. Minimalizarea coroziunii: studii de caz
Cu toate c ă investigaț iile de laborator sunt esen țiale în alegerea metalului, evaluarea
clinică continuă este de asemena esen țială. Coroziunea unui implant în mediu clinic se poate
manifesta prin simptome precum dureri locale sau imflamarea por țiunii cu implant, f ără
dovadă de infec ție ; crăparea sau ruperea implantului obs ervate pe radiografii, o excre ție
excesivă de ioni metalici. Prin opera ție, se poate observa o decolorare gri-negru a țesutului
înconjurător și fâșii de metal pot fi g ăsite în ț esut. De asemenea coroziunea este cauza eșu ării
59

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

mecanice a implanturilor ortopedi ce, mai ales din cauza oboselii și prezenței mediului salin,
care accentueaz ă oboseala.
Câteva cazuri specifice sunt :
Cazul 1 . Ruperea unui implant total de șold după 1.5 ani de utilizare .
După radiografie, s-a observat fractura la nivel de r ădăcină femurală superioar ă.
Implantul femural a fost îndep ărtat prin opera ție și analizat. Era fabricat din metal inoxidabil
turnat. Cimentarea implantului nu a fost alegerea cea mai bun ă, dar adecvat ă. Alegerea
materialului a fost nefericit ă pentru asemenea aplica ție pretențioasă, metalele inoxidabile
turnate fiind mecanic inferioare celor forjate. Astfel, sunt necesare doar câteva zgârieturi
făcute la implantare pentru a provoca coroziunea fisurilor.
Cazul 2 . Radiografia braț ului unui pacient . O placă osoasă (Figura 5-16) a fost l ăsată
acolo 30 de ani.

Figura 5-16. Curbele Potenț ial – Densitate de curent pentru unele biomateriale.
(E.H.Greener, J.K. Harcourt, E.P. Lautenschlager, Materials Science in Dentistry, Williams and Wilkins,
Baltimore, 1972)

Șuruburile î și pierduser ă forma din cauza coroziunii. Iar efectul iritant al coroziunii a
dat naștere prolifer ării osoase. Placa era din vanadiu, un metal considerat indicat în 1920, dar
abandonat în prezent.
Cazul 3. Radiografia unei artroplastii a arătat că implantul fusese f ăcut din fier normal
(Figura 5-17) pentru a suda trocanterul osteotomizat.
Cartilajul fusese f ăcut din CoCrMo. Șurubul a fost îndep ărtat și era puternic corodat.
Tehnica șablonării este foarte rar folosit ă azi, iar chirurgii de azi nici nu s-ar gândi s ă
folosească un cui comun.

60

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

Figura 5-17. Coroziune datorat ă folosirii improprii a metalelor. A. Radiografia unei artroplastii a unui șold
turnat dintr-un aliaj CoCrMo. S-a folosit un cui din fier ordinar pentru legarea trocanterului osteomizat. B. Cuiul
recuperat este puternic ruginit.
(C.O.Bechtol, A.B. Ferguson, Jr., P.G. Laing, Metals an d Enginnering in Bone and Joint Surgerz, Williams and
Wilkins, Baltimore, 1959)

Cazul 4 . Un pacient s-a plâns de dureri și imposibilitatea de a-și mișca um ărul.
Șuruburile care fixau um ărul au fost îndep ărtate și examinate. Unul era de CoCrMo iar
celălalte din o țel inoxidabil ceea ce a cauzat apari ția coroziunii bimetalice. Asemenea cazuri
pot fi evitate prin eforturi conjugate ale inginerilor și chirurgilor în a evita metalele mixte.
Experiența în implanturi ortopedice și dentare sugereaz ă că procesul de coroziune
poate fi încetinit astfel :
1. Folosirea unor metale adecvate.
2. Evitarea implant ării unor metale diferite în aceea și zonă. În procesul fabric ării, să se
folosească aliaje formate din elemente din aceea și clasă, de acelaș i tip.
3. Implantul s ă fie realizat astfel încât cavităț ile și fisurile s ă fie înlă turate.
4. În chirurgie trebuie s ă se evite transferul de metale de la instrumente în țesut sau
implant.
5. Medicii trebuie s ă fie conștienți de faptul c ă un metal care rezist ă la coroziune într-o
regiune a corpului, poate intra în coroziune într-o alt ă zonă a corpului.
Experiența în implanturile dentare a dus la urm ătoarele concluzii în ceea ce prive ște
încetinirea coroziunii :
1. Evitarea folosirii de metale diferite al ăturate sau, dacă se poate, în aceea și cavitate
bucală.
2. Folosirea unei baze izolat oare în aplicarea de implanturi metalice pentru a mic șora
conducția electrcă înainte de finalizarea implantului.
61

Materiale Metalice A vansate utilizate în Medicină

3. Evitarea condi țiilor ce conduc la formarea pl ăcii, avînd în vedere c ă zonele
acoperite cu plac ă vor prezenta pH redus. Aceasta poate duce la coroziune.
62