Metode de Caracterizare a Stenturilor Metalice Utilizate In Ptca

CUPRINS

A. CERCETARE BIBLIOGRAFICĂ

CAP. I. Introducere………………………………………………………………………….4

I.1. Biomaterialele și biocompatibilitatea lor………………………………………….6

CAP. II. Relația dintre biomaterial/proprietățile biomaterialului/relația lor cu mediile fiziologice………………………………………………………………………………………11

II.1. Fenomenele ce apar la interfața metal/electrolit…………………………………….11

II.2. Biofluidele și fluidele fiziologice ……………………………………………….11

CAP. III. Stenturile și utilizarea acestora ȋn organismul uman…………………………………..13

CAP. IV. Evaluarea și caracterizarea aliajelor metalice……………………………………………..22

IV.1. Variația în timp a potențialului de coroziune în circuit deschis………………………22

IV.2. Spectrometria de masă cu plasmă cuplată inductiv (ICP-MS)……………………….22

B. CERCETARE ORIGINALĂ

PARTEA EXPERIMENTALĂ

CAP. V. Materiale și metode……………………………………………………………………………………23

V.1.1. Materialele…………………………………………………………………………………………..23

V.1.2. Metode………………………………………………………………………………………………..23

V.1.3. Pregătirea probelor………………………………………………………………………………..24

V.1.4. Compoziția biolichidelor de testare…………………………………………………………24

V.1.5. Evoluția potențialului de electrod în circuit deschis, metoda de caracterizare a filmelor pasive………………………………………………………………………………………………………….24

V.1.6. Teste de Spectroscopie Electrochimică de Impedanță………………………………………………………………………………………………………………..24

V.1.7.Studiul prin polarizare potențiodinamică…………………………………………………..24

CAP. VI. Rezultate și discuții…………………………………………………………………………………..25

VI.1. Comportarea electrochimică a aliajelor pe bază de Co-Cr în ser fiziologic…….25

VI.1.1. Determinarea potențialului în circuit deschis (OCP)…………………………………..25

VI.1.2.Studiul prin polarizare potențiodinamică………………………………………………….26

VI.1.3. Teste de Spectroscopie Electrochimică de Impedanță……………………………29

VI.2. Comportarea electrochimică a aliajelor pe bază de Co-Cr în SBF……………..30

VI.2.1. Determinarea potențialului în circuit deschis………………………………………..30

VI.2.2.Studiul prin polarizare potențiodinamică………………………………………………31

VI.2.3.Teste de Spectroscopie Electrochimică de Impedanță…………………………….34

VI.3. Comportarea electrochimică a aliajelor pe bază de Co-Cr în Manitol………….36

VI.3.1.Studiul prin polarizare potențiodinamică……………………………………………….37

VI.3.2. Teste de Spectroscopie Electrochimică de Impedanță……………………………..40

VI.4.Determinarea cantității de ioni eliberați din aliajele dentare expuse soluțiilor fiziologice simulate…………………………………………………………………………………………………45

VI.5. Concluzii parțiale…………………………………………………………………………………50

CAP. VII. Bibliografie…………………………………………………………………………………………..51

A. CERCETARE BIBLIOGRAFICĂ

CAP.I. Introducere

Înlocuirea țesuturilor naturale osoase cu materiale sintetice având aceeași densitate și formă este foarte greu de realizat deoarece țesuturile vii au o mare capacitate de adaptare la circumstanțe noi prin modelarea micro și macrostructurii, lucru dificil de realizat la implanturi.

Introducerea implanturilor în organismul viu trebuie efectuată în concordanță cu condițiile naturale ale sistemelor vii. Interpretarea corectă a comportării fizico-mecanice și chimice a materialelor implantabile, necesită corelări cu diferite aspecte ale proceselor biologice de integrare a implanturilor în sistemele vii.

Unitatea funcțională a organismului uman se realizează prin activitatea normală a fiecărui sistem fiziologic al acestuia. Orice disfuncție apărută la nivel de organ se transmite sistemului viu căruia îi aparține.

Implanturile pot să înlocuiască parțial sau total elementul osos sau articular, contribuind astfel la refacerea, consolidarea sau stimularea sistemului osos. Acceptarea materialelor de implant de către mediul gazdă este o condiție esențială pentru refacerea elementului osos.

Dintre materialele metalice cu utilizare în practica medicală (ortopedie), se detașează oțelurile inoxidabile cu cantități mici de carbon (< 0,04) ex.316L, aliajele Co-Cr-Mo, Co-Cr-Ni-Mo, aliajele din metale prețioase, precum și titanul cu aliajele sale: TiAlV, TiAlVMoFe, TiAlZr.

Îmbunătățirea calităților de exploatare pe termen lung (la nivelul vieții umane) a materialelor implantabile se realizează prin modificări ale suprafețelor expuse mediilor fiziologice și biologice. Dintre acestea, alături de tratamente temice, chimice și electrochimice se practică și acoperirea suprafețelor implanturilor metalice cu straturi subțiri de materiale ceramice cum ar fi acoperiri cu fosfați, hidroxiapatită, etc.

Criteriile pentru includerea materialelor biocompatibile în cadrul standardelor internationale de selecție a materialelor implantabile pentru protezele clinice se bazează pe biocompatibilitatea lor și sunt:

Criteriul chimic și electrochimic: materialul de implant în țesutul uman trebuie sa fie inert, să nu sufere nicio formă de coroziune locală sau generală în raport cu solicitările mecanice, chimice și bacterologice.

Criteriul biologic are în vedere ca implantul sau particule de pe suprafața implantului (în cazul tratamentelor termice, chimice, electrochimice, straturi subțiri ceramice) să nu elibereze ioni, atomi sau compuși chimici cu efect alergic, toxic sau carcinogen.

Criteriul mecanic impune limitele performanțelor de rezistență la oboseală, la solicitări mecanice simple sau complexe similare cu cele la care corpul uman este supus în timpul vieții.

Respectând aceste criterii domeniile de utilizare ale implanturilor metalice sunt largi, de la pompe-implant și valve artificiale, până la articulații artificiale (coxo-femurale, genunchi, scapulo-humerale).

Prima relatare despre folosirea titanului în sfera organismului uman datează din 1940 – Bothe [1], care a observat proliferarea osoasă direct pe implantul metalic.

Cele dintâi intervenții asupra aparatului locomotor datează din anii 50 când s-au realizat și implementat primele implanturi metalice.

În anul 1958 o companie elvețiană introducea un set de instrumente și implanturi folosind ca material de implant oțelul inoxidabil Cr-Ni-Mo. În același an s-a realizat pentru prima dată o protezare de șold integral metalică, fără cimentare, având tija diafizară din Ti -4Al -2Sn și capul femural din aliaj Co-Cr-Mo. În aceeași perioadă s-a realizat un nou tip de implant de șold din politetrafluoretilenă care după doi ani a fost înlocuit cu polietilenă.

Protezările osului alveolar trebuie să răspundă unor forțe foarte mari dezvoltate pe o suprafață mică, cât și unui mediu fiziologic și biologic cu compoziție chimică, pH și temperatură variabilă.

Titanul a fost introdus în 1968 – Leonard Linkow [2], fiind folosit în elaborarea implanturilor. În 1985 Hofman începe utilizarea unui aliaj al titanului și anume, Ti6Al4V. Produsele de titan se obțineau prin prelucrări la rece. În 1981, firma japoneză Ohara a lansat un domeniu nou în tehnologie, rezolvând turnarea titanului pentru uz stomatologic. Topirea / turnarea titanului în laboratorul de tehnică dentară a depășit faza de pionierat, fiind disponibile pe lângă instalațiile de prelucrare consacrate și o serie de sisteme cu performanțe mulțumitoare, la prețuri accesibile.

Avantajele titanului și a aliajelor sale au făcut ca la ora actuală să se confecționeze din titan nu numai implanturi, conuri, instrumente și piese de mână (ce se obțin prin deformare la rece), ci și diferite proteze parțiale fixe sau pluridentare realizate prin turnare. De asemenea s-au realizat mase ceramice speciale destinate titanului.

De multe ori, utilizarea titanului și aliajelor sale, a devenit avantajoasă chiar în domenii în care există deja materiale consacrate; de exemplu, crampoanele și pinurile din titan au o rezistență la coroziune mai mare decât cele acoperite cu aur, iar conurile de titan sunt foarte apreciate în endodonție pentru elasticitate și biocompatibilitate

Aspecte noi ale cercetării materialelor implantabile vizează relația dintre structura fizico-chimică a interfeței lor, caracteristicile proceselor de tratare a suprafețelor implantabile și integrarea acestora în organismul uman, astfel încât acestor materiale, care lucrează “sub constrângere biologică” să li se mărească fiabilitatea.

Rezistența la coroziune a titanului și a aliajelor acestuia cu destinație implantologica este influențată de mai mulți factori, dintre care se pot enumera: tipul tehnologiei utilizate la obținerea pieselor finite, manoperele de prelucrare, finisare, lustruire și eventual acoperirea cu straturi suplimentare ceramice sau polimerice.

Biocompatibilitatea titanului este o consecință a prezenței stratului superficial de oxid. În medii fiziologice și biologice proprietățile fizico-chimice și procesele de interfață ale implanturilor metalice sunt determinate de acest strat de oxizi și nu de metalul pe care se formează.

Caracteristicile fizico-chimice ale oxizilor diferă de cele ale suprafeței metalice fără oxizi. La implantarea pe suprafața metalică a aliajelor de titan, oțeluri inox și aliaje Co-Cr și Ni-Cr, sarcina pozitivă crește când ionii fosfat se apropie de suprafață. Când întreaga suprafață metalică este acoperită cu un strat de fosfat, atunci se adsorb și ionii de calciu. Stratul de fosfat de calciu se formează prin repetarea acestor procese. Astfel de procese de formare a fosfatului de calciu au loc pe filmele pasive ale majorității materialelor metalice folosite ca implanturi în medii neutre. Suprafața metalică este acoperită cu două straturi: unul de oxid și al doilea din fosfat de calciu. Aceste materiale de implant pot fi privite ca materiale compozite, care îmbină proprietățile mecanice avantajoase ale metalului suport cu proprietățile chimice și biochimice de suprafață ale oxizilor protectori.

Prima interacțiune la expunerea implantului în țesuturi are o mare importanță în succesul clinic al osteointegrării implantului. Cercetările cu privire la structura microscopică a țesuturilor (informații histologice) demonstrează că interacțiunile țesut-implant au loc între oxizii suprafeței implantului metalic și țesut, și nu între suprafața metalică și țesut.

Cu toate aceste realizări remarcabile, până în prezent nu sunt încă rezolvate procesele complexe, ce apar în timpul masticației determinate de forțele compresive de torsiune și forfecare precum și de comportarea fizico-chimică a mediilor din cavitatea orală.

Prezenta teză își propune să contribuie la dezvoltarea cercetării biomaterialelor din domeniul stomatologic și elucidarea unor aspecte puțin cunoscute care au loc la biointerfață.

Lucrarea este structurată în două părți: A. cercetarea bibliografică și B. cercetarea originală.

I.1. Biomaterialele și biocompatibitatea lor

Un biomaterial reprezintă un material sintetic utilizat pentru înlocuirea unei părți din corpul uman, sau pentru a funcționa în contact direct cu un țesut viu.

Comitetul Internațional de Biomateriale oferă următoarea definiție biomaterialului: “un biomaterial este o substanță inertă farmacologic, proiectată pentru implantarea sau încorporarea într-un sistem viu” [3].

În corpul uman, biomaterialele sunt folosite în mai toate zonele organismului viu, așa cum prezintă figura I.1. [4, 5].

Fig. I.1. Utilizarea biomaterialelor în organismul uman

Studiul biomaterialelor s-a impus în cea de-a doua jumătate a secolului XX, ca un domeniu de cercetare deosebit de interesant și de promițător prin aplicațiile sale în biologie și medicină.

Conlucrarea dintre specialiștii în ingineria materialelor și medicină a dus la apariția de sisteme biomedicale noi: proteze și implanturi cardiace, compozite pentru ortopedie, substanțe pentru coagularea sângelui, sisteme de eliberare controlată a medicamentelor, care salvează zi de zi viața a mii de oameni din întreaga lume.

O proprietate necesară pentru orice material ce urmează a fi introdus în corp este biocompatibilitatea. Biocompatibilitatea reprezintă absența totală a unor reacții chimice adverse între materialele de implant și țesuturile cu care vin în contact. Reacțiile țesutului depind de toxicitatea specifică a materialelor metalice de implant.

Există mai multe definiții ale acestui termen, dintre care douǎ sunt de referințǎ:

„capacitatea unui material de a elabora un răspuns adecvat în gazdă în cazul unei aplicații specifice” Williams, 1999 [6];

„calitatea unui material de a nu induce efecte toxice și de a nu aduce prejudicii asupra sistemelor biologice” Dorland’s Medical Dictionary [7].

Biocompatibilitatea suprafeței metalice reprezintă răspunsul țesutului viu la prezența implantului metalic și se măsoară în grade de compatibilitate care împart biomaterialele în:

biotolerante – sunt materialele de implant separate de țesutul osos printr-un strat de țesut moale;

bioinerte – sunt materialele care nu prezintă fenomene de respingere a celulelor; nu determină migrări de ioni sau elemente chimice în fluidele fiziologice; nu modifică natura celulelor și nu influențează biochimic celulele din jur;

bioactive – sunt materialele care realizează legături chimice cu țesutul viu fără liant.

Corpul uman este un mediu agresiv extrem de complex, ceea ce a impus o nouă concepție asupra materialelor noi produse special pentru aplicații biologice și medicale. Polimerii biodegradabili, fosfații ceramici, biosticlele, materialele metalice (aliaje speciale), formează împreună noua generație de biomateriale a căror stabilitate fizică, chimică, mecanică, rezistență la coroziune și biocompatibilitate reprezintă calități indispensabile utilizării lor în practica medicală.

a) Coroziunea materialelor metalice de implant reprezintă un factor determinant în realizarea biocompatibilității implanturilor metalice [8-11].

Coroziunea reprezintă distrugerea fizico-chimică, spontană, ireversibilă și de nedorit a implanturilor metalice sub acțiunea chimică, electrochimică sau biologică a mediului cu care vin în contact. Toxicitatea ionilor metalici a fost probabil cel mai important argument în susținerea ideii că materialele folosite în implanturi trebuie să prezinte o mare rezistență la coroziune. Eliberarea de ioni în procesul dizolvării anodice, chiar în cantitate foarte mică este privită ca o primejdie pentru contaminarea țesuturilor. Practica medicală arată că în timp, între plăcuțe, șuruburi, cementări, în țesuturi se acumulează nu numai specii ionice ci chiar mici resturi metalice. Aceste resturi metalice pot suferi procese de dizolvare, care sunt mai accentuate pe oțelurile inoxidabile decât la titan și aliajele sale cunoscute pentru rezistența lor la coroziune.

Uzura, oboseala la coroziune a implanturilor metalice datorate solicitărilor mecanice repetate reprezintă probabil principalul factor responsabil pentru concentrațiile ridicate de metal în țesuturi. Nu trebuie neglijat nici faptul că, concentrațiile de metal diferă în funcție de distanța de la implant, provocând apariția unui gradient de concentrație care poate induce o creștere generală a conținutului de metal în sânge și țesuturi, departe de locul implantării.

Fluidele fiziologice din corpul uman conțin apă, oxigen dizolvat, proteine și diferiți ioni, cum ar fi cei de Cl-, OH-. Prin urmare, organismul reprezintă un mediu agresiv pentru metalele și aliajele folosite în fabricarea implanturilor.

Coroziunea materialelor metalice se manifestă prin reacții heterogene chimice sau electrochimice la suprafața metalică expusă mediului coroziv fiziologic având drept rezultat trecerea materialului din starea metalică în stare ionică (compuși chimici).

Cauza principală a coroziunii este instabilitatea termodinamică a metalelor, capacitatea lor foarte mare de a trece din stare metalică sub formă de combinații chimice prin interacțiunea cu mediul coroziv.

Degradarea biomaterialelor metalice prin coroziune conduce la modificarea greutății lor, modificarea stării și aspectul suprafeței, modificarea proprietăților mecanice ca de exemplu capacitatea de deformare plastică, care scade mult mai pronunțat decât s-ar putea deduce din pierderea de greutate. Procesele de coroziune depind de natura materialului metalic și de agresivitatea mediului fiziologic și biologic, de temperatură, de condițiile statice sau dinamice ale biofluidelor implicate în degradarea fizico-chimică a implanturilor metalice .

Produșii reacțiilor chimice dintre biomaterialul metalic și mediul fiziologic coroziv rămân de obicei în zona de contact dintre metal și fluidul fiziologic și țesuturile adiacente, având fie un rol de creștere a vitezei de coroziune, fie un rol protector. Cu timpul, în medii lichide produșii de coroziune solubili trec în soluție, ionii metalici regăsindu-se la distanțe mari de materialul de implant (rinichi, ficat).

Trebuie subliniat faptul că acțiunea chimică a fluidelor fiziologice nu implică numai reacții chimice de schimb ionic sau oxido-reducere cu moleculele constituente ale unui biomaterial dat ci și interacțiunea unui mare număr de substanțe, încă necunoscute, care operează la nivelul unor substanțe complexe și care sunt capabile să extragă în mod selectiv ioni specifici, producând în interiorul materialului o stare de dezechilibru fizico-chimic. Materialul de implant poate astfel suferi diferite deteriorări chimice sau fizice

De mare interes este comportarea aliajelor în timp, în medii de fluide fiziologice cum sunt “simulated body fluids” (SBF) sau alte fluide care se găsesc în organismul uman.

Implanturile metalice se caracterizează prin prezența pe suprafața lor a filmelor protectoare de oxid, filme pasive. Pentru oțeluri inoxidabile, dar și pentru titan și aliajele sale, în contact cu mediile fiziologice există posibilitatea unei hidrolize a filmului pasiv, mai ales pe durată mare de expunere când se produc importante modificări ale valorilor de pH. Aceste modificari de pH pot genera gradienți de potențial și de curent. Prin urmare, există posibilitatea creșterii agresivității mediului pe unele porțiuni ale suprafeței metalice a implantului ce favorizează apariția coroziunii locale. Pentru aplicațiile clinice ale implanturilor, cele mai importante cauze ale degradării lor prin coroziune sunt formele coroziunii locale: coroziunea galvanică, coroziunea prin crevasă și coroziunea prin frecare și oboseală.

Pentru că aliajele trebuie să funcționeze într-un mediu cu compoziție chimică, pH și temperatură variabilă [12], ele nu trebuie să sufere transformări chimice în contact cu țesuturile înconjurătoare sau cu alți compuși chimici ce se pot găsi in organism [13].

b) Biocompatibilitatea materialelor metalice de implant este condiționată de proprietățile de toxicitate și citotoxicitate.

Reacțiile țesutului depind de toxicitatea specifică a metalelor din implant. Nu se cunosc cazuri de rejectare a implanturilor cu titan datorită excelentei sale rezistențe la coroziune manifestată față de mediile ce simulează fluidele biologice, comportării sale mecanice și toxicității scăzute [14].

Comparând potențialul patologic al metalelor ce sunt elemente de aliere în materialele de implant tradiționale rezultă că toate metalele implicate pot exercita efecte adverse în organismul uman, la anumite concentrații. Mare parte din ele sunt carcinogene, o parte din metalele de mare interes prezintă efecte alergice și unele efecte toxice.

Niciunul din materialele de implant existente nu este perfect. Iată de ce selecția aliajelor de implant dintre materialele de implant existente trebuie făcută cu atenție și scrupulozitate, evaluând cu grijă toate avantajele și dezavantajele ce le prezintă.

Orice element chimic sau factor care poate provoca cancerul este un element carcinogen. Testarea carcinogenității este condusă normal prin dozare orală. În cazul implanturilor și al dispozitivelor medicale sunt testate numai extracte care sunt administrate intravenos.

Citotoxicitatea depinde în principal de proporția în care se găsește elementul respectiv [15], studiile arătând că Ni trebuie să fie în proporție mai mică de 60%.

În literatură sunt descrise între 50 și 250 de cazuri de alergie la aliaje dentare care conțin Ni. Totuși, luând în calcul toate cazurile de alergii cunoscute, riscul este mai mic decât acela de a face o alergie alimentară [16].

c) Realizarea suprafețelor bioactive reprezintă condiția obligatorie pentru osteointegrarea implanturilor în țesut.

Osteointegrarea reprezintă coexistența continuă, structurală, funcțională și simbiotică între țesuturi biologice diferențiale și remodelate adecvat și componentele obținute sintetic de materiale (implant) cu funcții clinice specifice acceptate de corpul uman fără inițierea vreunui mecanism de rejecție. În practică, osteointegrarea reprezintă procesul sau mecanismul de ancorare a unui component nonvital (implantul) într-un os dintr-un organism viu ce rămâne un timp îndelungat nemodificat chiar și în condițiile solicitărilor mecanice. Un implant se consideră osteointegrat când nu există o deplasare progresivă relativă între implant și osul cu care este în contact direct.

Bioactivitatea reprezintă caracteristica unui biomaterial (utilizat la confecționarea unui implant) de a forma o legatură cu țesuturile adiacente vii. Un strat sau material bioactiv trebuie să îndeplinească două condiții: să dezvolte o interacțiune biologică pozitivă și să inducă la periferie creșterea țesutului osos, în vederea realizării unei legături os-implant. Activitatea biologică a materialului bioactiv trebuie să fie moderată, creșterea prea rapidă a țesutului osos determinând o dezvoltare haotică a componentelor osoase, cu formare de cavități, de structuri ce nu sunt corespunzător interconectate. Pe termen lung este posibilă apariția infecțiilor, iar osul prezintă zone puțin rezistente.

S-a demonstrat că integrarea unui implant cu suprafață bioactivă în os se realizează prin intermediul unor multiple interfețe datorită mai multor specii cationice. Interfețele bogate în fosfați de calciu, în timp și în anumite condiții de mediu chimic și temperatură se pot transforma în hidroxiapatită, responsabilă de atragerea celulelor împreună cu care realizează reconstrucția osoasă. Există două moduri de integrare a implanturilor metalice: mecanic (tije cu șuruburi) și prin biointegrare, care constă în realizarea unor suprafețe cu activitate biologică, adică bioactive, ce asigură conexiunea implant-țesut. Deoarece sistemele de titan nu stabilesc direct legături cu țesuturile osoase, se utilizează metode de modificare a suprafeței metalice în sensul realizării unor acoperiri cu straturi subțiri active biologic (spontan sau prin adeziunea la suprafață a unor materiale bioactive, cum ar fi HA).

Tratamentul chimic al unei suprafețe reprezintă metoda prin care se modifică controlat compoziția chimică și structura suprafețelor de implant, favorizând formarea spontană a unor compuși chimici (titanați, fosfați de titan sau calciu, hidroxiapatită) ce asigură adeziunea în prima etapă a proteinelor și apoi a celulelor de țesut osos (osteocite).

CAP.II. Relația dintre biomaterial/proprietățile biomaterialului/relația lor cu mediile fiziologice

II.1. Fenomenele ce apar la interfața metal/electrolit

Caracteristicile suprafeței aliajului care influențează răspunsul țesutului care le înconjoară sunt: natura chimică și energia suprafeței metalice [17] – din punct de vedere termodinamic suprafața biomaterialului conține legături chimice nesaturate care conduc la formarea unor suprafețe cu straturi reactive și straturi contaminate prin absorbție. Din acest motiv, a fost și este studiată influența mediilor din organism asupra aliajelor dentare a căror suprafață a fost tratată în mod diferențiat. În ultima vreme s-a constat faptul că tratamentele de curățire a suprafețelor metalice de implant sunt deosebit de importante pentru integrarea lor. Curățirea chimică înaintea folosirii aliajelor în intervenții chirurgicale ale suprafeței sau cea cu ajutorul plasmei modifică caracteristicile chimice ale acesteia, conducând la rezultate imprevizibile. Prin urmare efectul pregătirii suprafeței pentru adeziunea celulei trebuie bine cunoscut la fel ca și topografia suprafeței (rugozitate și amplitudinea suprafeței) [18].

În ceea ce privește rugozitatea suprafeței bioactive a implantului, aceasta trebuie să fie de dimensiunile unei celule individuale pentru ca adsorbția să creeze o adeziune puternică. S-a demonstrat că există o relație directă între rugozitate și energia suprafeței materialului. Studii sistematice arată că moleculele nepolare pe suprafață măresc energia acesteia cu atât mai mult cu cât rugozitatea crește. Sarcina suprafeței bioactive a implantului este un alt factor ce joacă un rol important în structura și morfologia straturilor de celule adsorbite.

Sarcina suprafeței [19], dimensiunile porilor, textura [20], reprezintă parametri importanți în colonizarea cu proteine și celule a materialului poros după implantare.

Mecanismul de degradare a aliajelor este un proces complex, alcătuit dintr-o succesiune de etape ce trebuiesc studiate individual și în interacțiune:

-transferul electronilor de la aliaj spre ionii simpli din fluidele simulate atât in-vitro cât și in- vivo;

-transferul de electroni de pe biomaterialul metalic la o specie redox prezentă în mediul biologic de coabitare.

II.2. Biofluidele și fluidele fiziologice

Sistemele biologice sunt formate din celule și fluide fiziologice. În organismele vii, apa (aproximativ 40 l) împreună cu electroliții dizolvați în ea este distribuită în două tipuri majore de fluide: fluidul intracelular (compartimentul fluidului intracelular) și fluidul extracelular (compartimentul fluidului extracelular).

Fluidul intracelular (citoplasma) include apa și electroliții care se găsesc în interiorul celulelor limitate de membrana celulară. Fluidul intracelular pentru un adult reprezintă 63% din volumul total al apei (lichidelor) din organismul viu.

Fluidul extracelular cuprinde toate fluidele din afara celulelor și anume:

fluide interstițiale;

plasmă și lichidul limfatic (limfa = lichid incolor aflat în vasele limfatice, cu rolul de transport al substanțelor între sânge și țesuturi).

O parte a lichidului extracelular este separat de alte fracțiuni ale sale prin diverse straturi epiteliale. Aceste fluide extracelulare se numesc fluide transcelulare și includ:

fluidele sistemului central nervos;

lichidele apoase (lacrimi) și neapoase (vitroase) ale ochilor;

fluidul sinovial al articulațiilor;

fluidul seric din interiorul diferitelor cavități ale corpului uman;

fluidul limfatic este lichidul incolor aflat în vasele limfatice, care are rolul de transport de substanțe între sânge si țesuturi;

fluidul sistemului circulator sangvin. Sângele conține lichid extracelular (lichidul plasmatic) cât și lichid intracelular (lichidul din eritrocite). Un adult are 5–6 l de sânge;

secrețiile fluide ale glandelor, de exemplu saliva care este secretată de glanda parotidă submandibulară sublingual, având rolul de a oferi un mediu protector pentru dinții și mucoasa orală. De asemenea, saliva asigură lubrifierea (umidificarea) în vederea macerării substanțelor nutritive.

Constituenții chimici ai fluidelor fiziologice. Compoziția chimică a fluidului extracelular, indiferent de locul specific în care se află, este în general similară, caracterizandu-se printr-o concentrație relativ ridicată de NaCl, de ioni bicarbonat HCO3− și cantități relativ mai scăzute de ioni de potasiu, calciu, magneziu, fosfat și sulfat. Fracțiunea de plasmă sangvină a fluidului extracelular conține o cantitate mai mare de proteine decât fluidul interstițial și fluidul limfatic.

Fluidul intracelular conține o cantitate relativ mare de ioni de potasiu, magneziu și fosfat. Concentrațiile de NaCl și ioni de bicarbonat sunt ceva mai mici în raport cu fluidele extracelulare spre deosebire de ionii sulfat SO4−2 care se găsesc în concentrație mai mare față de cele extracelulare. Zilnic se secretă 800–1500 mL de salivă, soluție apoasă ce conține electroliți și proteine. Concentrația electroliților variază cu debitul secreției. Saliva conține concentrații mai mari de K+ și HCO3–, și mai mici de Na+ și CI−. În salivă se găsesc două tipuri de proteine: enzime ca amilaza salivară (ptialina) și lipaza linguală; mucina, glicoproteina ce lubrifiază alimentele. Saliva mai conține substanțe bactericide (lizozim) și unii produși de catabolism (uree, acid uric), reprezentând și o cale de eliminare din organism a unor virusuri.

Un alt factor important in selectarea unui aliaj care urmeaza sa fie folosit in organismul uman este acela ca ionii eliberați din aliaje trebuiesc să fie între anumite limite de concentrație astfel încât să nu provoace reacții dăunătoare în organismul uman. Eliberarea spre exemplu a cationilor de Ni2+ în țesutul adiacent produce dermatite de contact. Astfel se impune necesitatea unor analize de înaltă acuratețe conform Directivei Europeane 94/27/EC, care interzice comercializarea produselor ce intră în contact prelungit cu pielea dacă, de exemplu, în cazul nichelului sunt eliberate cantități mai mari de 0,5 g/cm2/ saptămână.

Cantitatea de ioni eliberați este direct legată de viteza de coroziune, de mediul de imersie, de tratamentul de suprafață aplicat probei și de caracteristicile suprafeței (porozitate, rugozitate, etc.).

CAP. III. Stenturile și utilizarea acestora ȋn organismul uman

Până în 1994, angioplastia coronariană transluminală percutană (PTCA) a fost singurul tratament pentru boala coronariană.

Cu toate acestea, incidența restenozării arterelor coronare a fost o problemă importantă, care necesita proceduri intervenționale repetate la 30% din pacienții tratați cu monoterapie PTCA.

Stenturile pentru arterele coronare au fost dezvoltate pentru a oferi un schelet metalic pentru vasele care necesită angioplastie, în încercarea de a limita remodelarea negativă [21].

Sigwart și colaboratorii au raportat primii eficacitatea stenturilor în reducerea ratelor restenozărilor în 1987.

 Până în 1994, Food and Drug Administration (FDA) a aprobat două tipuri de stenturi:Gianturco-Roubin stent și stentul Palmaz- SchatzTM.

Fig. III.1. Stentul Gianturco-Roubin II

Stentul Gianturco-Roubin II a fost primul stent coronarian aprobat de FDA in iunie 1993 și constă într-o spirală de sârmă aplatizată, atașată la un ax longitudinal, confecționată din oțel inoxidabil 316L.

Fig. III.2. Stentul Palmaz-Schatz

Stentul Palmaz-Schatz este un balon expandabil, un tub cu fante, confecționat din oțel inoxidabil 316 L. Acceptarea generală a stenturilor s-a produs după publicarea rezultatelor studiilor BENESTENT și STRESS, care au demonstrat superioritate stentării vs angioplastie balon.

Fig. III.3. Caracteristicile unui stent

Tipuri de stenturi. Clasificare:

1.După mecanismul de expansiune: auto-expansiune sau balloon-extensibil;

2. După materialul din care sunt confecționate: din oțel inoxidabil, pe bază de aliaj de cobalt, tantal, nitinol, Pt, Ir, Cr, cu acoperire inertă, biodegradabile;

3. După formă: foaie, sârmă sau tuburi;

4. După tehnologia de fabricație: tăiat cu laser, tăiere cu jet de apă, foto-gravură;

5. După configurația geometrice/de proiectare: structura mesh, bobina, cu fante tub, inel, multi-design;

6. După adiție: grefe, markeri radio opaci, acoperiri.

Stenturile trebuie să prezinte:

-Rezistență la coroziune;

-Biocompatibilitate;

-Radio-opacitate;

-Artefacte minime la RMN;

Stenturile nondegradabile sunt confectionate din oțel inoxidabil 316L și prezintă excelente proprietăți mecanice și rezistență la coroziune [22]. Feromagnetismul și densitatea scăzută determină un non-RMN compatibil. Acestea sunt confecționate dintr-un material radioscopic slab vizibil. Exemple: DESS prima generație, Cypher (sirolimus-elutie stent, Cordis, Warren, NJ) și Taxus (paclitaxel elutie-stent, Boston Scientific, Natick, MA).

Stenturile de Co-Cr prezintă următoarele caracteristici:

-Rezistență radială superioară și îmbunătățirea radioopacităcii;

-Ax de susținere subțire;

-Exemple: a doua generație DES, Xience V (-elutie everolimus stent, Abott vasculare, CA) și Endeavor (-elutie zotarolimus stent, Medtronic vasculare, Santa Rosa, CA).

Stentul confectionat din Ta- tantal prezintă:

-Rezistență excelentă la coroziune.

-Poate fi acoperit cu 316L SS pentru îmbunătățirea proprietăților de coroziune și biocompatibilitate.

-Are densitate mare și proprietăți non-feromagnetice.

-Este fluoroscopic vizibil și RMN compatibil.

Stentul confectionat din Ti- titan prezintă:

-Excelentă biocompatibilitate și rezistență la coroziune;

-Rezistența la tracțiune scăzută și ductilitate;

-Aliajele pe bază de Ti pot fi combinate cu Ni-Ti;

-Pot fi acoperite cu un strat de oxid de Ti-nitrură pe 316L SS;

Stenturile Ni-Ti au urmatoarele caracteristici:

-Bună biocompatibilitate, forță radială și memoria formei;

-Pot fi acoperite cu: poliuretan, Ti nitrură și policristaline oxizi de îmbunătățire a rezistenței la coroziune;

-Vizibilitate inadecvată în fluoroscopie.

Stentul Pt-Ir conține 90% platină și 10% iridiu și prezintă:

-Excelentă radioopacitate și o reducere a trombozei și a neoproliferării endoteliale cu mai puține reacții inflamatorii. Procentul restenozărilor a fost mult mai mare (16%) decât la stenturile din oțel 316L SS.

Alte materiale din care se confectionează stenturile sunt atȃt Fe pur cȃt și aliajele pe bază de Mg: AE2153 și WE4357, utilizate pentru a face stenturi radiotransparente.

Avantajele stenturilor biodegradabile:

-Pot elimina complicații precoce și tardive ale stenturi metalice simple;

-Pot restaura vasoreactivitatea;

-Pot permite transferul progresiv de sarcină mecanică către vas;

-Capacitate mai mare de încorporare de medicamente și cinetica de eliberare complexă.

Dezavantajele stenturilor metalice:

-Provocă iritații permanente;

-Risc pe termen lung al inflamației cronice și disfuncției endoteliale;

-Au proprietăți trombogenice;

-Împiedică refacerea endoteliului.

După design stenturile pot fi împărțite în trei grupe: spirală, tubulară cu ochiuri și tub cu fante.

Stenturile spirală sunt caracterizate prin fire metalice sau benzi formate într-o formă circulară, de bobină. Stenturile mesh tubulare sunt formate din fire înfășurate împreună într-o meshwork, formând un tub. Stenturile tub orificii sunt realizate din tuburi de metal din care este tăiat cu laser.

Fig. III.4. Exemple de stenturi

Fig. III.5. Diverse designuri specifice stenturilor

Lungimea stentului este asociată cu rata de restenoză și evenimente clinice. Sunt destinate, în principal leziunilor de revascularizare. Stentul scurt are rată mai mică de restenozare decât stentul lung. Stentul larg este mai favorabil decât cel îngust.

Numarul de spire conținut de un stent influențeaza și el proprietățile stentului, mai puține spire scad riscul de stenoză.

Fig. III.6. Exemple de stenturi cu mai multe/mai puține spire

Grosimea excesivă a spirei crește riscul de leziune și proliferare endotelială și conduce la apariția unui risc mai mare de restenoză decât spira mai subțire. Spira groasă induce restenoza intrastent. Spirele din aliaje de Co-Cr sunt cele mai subțiri și păstrează radioopacitatea și rezistența radială.

Fig. III.7. Diverse diametre de stenturi

Rugozitatea stentului este o caracteristică importanta ȋn alegerea materialului pentru confecționarea acestuia. Finețea unui stent poate afecta performanța și biocompatibilitatea acestuia. Suprafața netedă poate reduce adeziunea trombilor și creșterea neoendoteliului. Pentru a obține o suprafață netedă, stentul trebuie să fie tratat cu acid de decapare și apoi lustruire electrochimică. Procesul elimină zgură care include depuneri și bavuri, formate pe suprafața stenturilor din cauza procesului de producție, prin tăiere cu laser.

Fig. III.8. Diametrul balonului din stent

CAP. IV. Evaluarea și caracterizarea aliajelor metalice

IV.1. Variația în timp a potențialului de coroziune în circuit deschis

Este cunoscut că deplasarea potențialului de electrod în sens negativ poate fi asociată fie cu reacția catodică (accelerarea reacției de reducere), iar modificarea potențialului spre valori pozitive reflectă evoluția reacției anodice (inhibarea reacției de oxidare) [23].

Se poate spune că evoluția potențialului în sens pozitiv corespunde cu formarea pe suprafață a unui film de oxid protector, iar deplasarea spre valori negative poate fi asociată cu reorganizarea filmului superficial într-o configurație mai puțin rezistentă față de coroziune [24, 25].

IV.2. Spectrometria de masă cu plasmă cuplată inductiv (ICP-MS)

Spectrometria de masă cu plasmă cuplată inductiv a fost dezvoltată ca o tehnică analitică începând din anii 1980, și aplicată de atunci în domeniul urmelor, al elementelor majore și minore în aproape toate aplicațiile analitice.

Spectrometrul de masă cu plasmă cuplată inductiv are următoarele părți componente: sursa de ionizare (plasma la 10000K), camera de sprayere, atomizorul, conurile, lentilele omega, celula de reacție, filtrul de masă quadrupol și detectorul.

Ionii sunt introduși în plasmă la 10000K, molecula emite un electron rezultând un ion pozitiv. Acesti ioni sunt focalizați prin sistemul de conuri și de către lentilele omega, sunt separați în spectrometrul de masă unde intră în rezonanță magnetică și sunt măsurați la detector.

Ionii trebuiesc separați de fotoni și particulele neutre. Cu ajutorul lentilelor și a celulei de reacție cu octopol, la detector (quadrupol), ajung doar elementele de interes, celelalte particule fiind deviate.

Eliminarea interferențelor se realizează prin adăugarea la instrument a camerei de reacție cu He sau H2.

ICP-MS-ul este un instrument utilizat în chimia analitică [26], folosit pentru “ultra-urme” de elemente în concentrații foarte mici, în domeniul ppt, ppb și reprezintă o tehnică cantitativă și calitativă de măsurare a concentrației elementelor (ionii metalici).

Pot fi măsurate cu ajutorul acestei metode de analiză elementele alcaline și alcalino-pământoase, metalele tranziționale sau alte metale, metale grele inclusiv speciația acestora, majoritatea halogenilor și câteva nemetale [27].

PARTEA EXPERIMENTALĂ

CAP.V. Materiale și metode

V.1. Materiale

Materialele din care s-au confecționat electrozii folosiți la măsurătorile electrochimice sunt sub formă de bare cilindrice sau discuri cu diametrul de 10 mm și grosime de 2 mm au fost prelevați din bare masive [28]. Compoziția chimică a acestor electrozi este următoarea:

Electrod de diadur: Co si Cr;

Electrod de WIROBOND 280 (WIROBOND A=WBA): Co, Cr, Mo, W, Ga, Mn, Si;

Electrod de WIROBOND C (WBC): Co, Cr, Mo, W, Si, Fe;

V.1.2. Metode

Metode de testare a stabilității aliajelor dentare în biolichide care simulează electroliții din cavitatea orală:

variația potențialului în timp;

determinări de voltametrie ciclică (CV).

Metode de determinare a stabilității: spectrometrie de masă cu plasmă cuplată inductiv (ICP-MS);

Metode de pregătire a suprafeței:

•Polisare mecanică;

•Pregătire în solvenți de curățire;

Informații obținute prin metodele folosite:

•Variația potențialului în timp: informații despre stabilitatea filmelor de oxid formate pe suprafata;

•CV (voltametrie ciclică): determinarea rezistenței la coroziune a aliajelor în medii de fluide fiziologice simulate (SBF);

•ICP-MS (spectrometrie de masă cu plasmă cuplată inductiv): informații calitative și cantitative ale ionilor eliberați din aliajele respective;

V.1.3. Pregătirea probelor; Pregătirea electrozilor pentru măsurătorile electrochimice

Din barele cu lungime de 1 cm, s-au prelevat, prin tăiere cu disc diamantat, discuri cu grosimea de aproximativ 2 mm. Suprafața acestora a fost lustruită pe hârtie metalografică cu granulația de #320, 600, 800, 1000 și 1200. Aria expusă soluțiilor de fluide fiziologice simulate a fost de 1 cm2.

V.1.4. Compoziția biolichidelor de testare

Mediile simulate în care s-au realizat studiile [29] au fost soluții simulate de fluide fiziologice, ser fiziologic si manitol:

Fluid fiziologic simulat (SBF) [30]: NaCl 8,367255g; NaHCO3 5,534g; Na2HPO4.2H2O 22,165g; MgCl2.6H2O 0,51359g; CaCl2.2H2O 0,51891g; Na2SO4 0,071 pentru 1 litru de apă bidistilată;

În cadrul capitolului de cercetare originală, pentru determinările experimentale s-au folosit următoarele tehnici de lucru:

V.1.5. Evoluția potențialului de electrod în circuit deschis, metoda de caracterizare a filmelor pasive

Măsurătorile electrochimice [31] de potențial de electrod în circuit deschis au fost efectuate pe electrozii de aliaje pe baza de Co-Cr, pasivati, prin metoda electrochimică.

V.1.6. Teste de Spectroscopie Electrochimică de Impedanță

Testele de spectroscopie electrochimică de impedanță (EIS) au condus la înregistrarea spectrelor prezentate în diagramele Nyquist și Bode.

V.1.7.Studiul prin polarizare potențiodinamică

Au fost înregistrate curbele de polarizare după diferite intervale de timp de imersie în electrolit.

CAP.VI. REZULTATE ȘI DISCUȚII

Obiectivul principal al acestei lucrări a fost studiul comportării electrochimice a trei aliaje pe bază de Co-Cr în diferite fluide artificiale, în scopul utilizării lor în fabricarea de stenturi. Acestea au fost analizate alături de influența cantității de Manitol adăugat. Aliajele alese pentru studiul comportării la coroziune au fost: Wirobond 280 (WBA), Wirobond C (WBC) precum și Diadur.

VI.1. Comportarea electrochimică a aliajelor pe bază de Co-Cr în ser fiziologic

Mai întâi s-a urmărit comportarea electrochimică a celor trei aliaje în ser fiziologic (SF) cu următoarea compoziție: NaCl (9 g/l).

VI.1.1. Determinarea potențialului în circuit deschis (OCP)

Determinarea OCP s-a realizat pe parcursul unei ore, înregistrându-se variația potențialului în circuit deschis în timp. Într-o primă etapă, valoarea potențialulului se deplasează rapid către valori mai electropozitive, în primele minute de la imersarea celor trei biomateriale în electrolit. Urmează o a doua etapă în care creșterea (deplasarea către valori mai electropozitive) este mai lentă, care se încheie cu obținerea unui platou la timp de imesie mai mari. După cum se poate observa și din figura VI.1, potențialele celor trei aliaje CoCr studiate ating valori relative stabile după 1h de imersie în ser fiziologic, variația potențialului fiind mai mică de 2 mV pe o perioadă de 5 minute.

Fig. VI.1. Variația OCP în timp pentru cele 3 aliaje în SF la temperatura de 370C

Tendința de deplasare a potentialelor celor trei aliaje studiate către valori mai electropozitive sugerează faptul că pe suprafața metalică se formeză un film pasiv protector in situ care crește continuu odată cu creșterea timpului de imersie în ser fiziologic. În plus, apariția unei potențial relativ stabil este un indiciu al caracterului chimic stabil al filmului pasiv.

VI.1.2.Studiul prin polarizare potențiodinamică

Pentru a putea urmări comportarea celor trei aliaje în SF, au fost înregistrate curbele de polarizare după diferite intervale de timp de imersie în electrolit, menținut la temperatura constantă de 370C. Primul aliaj CoCr studiat a fost Wirobond 280 (WBA) , iar curbele obținute sunt prezentate în figura VI.2.

Fig. VI. 2.Curbele de polarizare pentru aliajul WBA în SF la diferiți timpi de imersie

Se poate observa că după 24 de ore de imersie în ser fiziologic, are loc o creștere a densității curentului de coroziune, fapt ce conduce la creșterea vitezei de coroziune a biomaterialului. După 48 ore de imersie, viteza de coroziune a aliajului WBA scade mult, indicând formarea unui film protector pe suprafața sa.

În cazul celui de al doilea aliaj pe bază de Co-Cr, Wirobond C (WBC), curbele de polarizare înregistrate la diferiți timpi de imersie în ser fiziologic sunt prezentate in figura VI.3. Se poate observa o tendință de scădere a densității de curent de coroziune odată cu creșterea timpului de imersie. Probabil că pe supafața aliajului se formează un film protector pe fapt ce conduce la scăderea vitezei de coroziune în ser fiziologic a acestui aliaj.

Fig. VI.3.Curbele de polarizare pentru aliajul WBC în SF la diferiți timpi de imersie

Fig.VI.4.Curbele de polarizare pentru aliajul Diadur în SF la diferiți timpi de imersie

Cel de-al treilea aliaj studiat, prezintă o comportare similară celei înregistrate pentru WBC, adică o tendință de scădere a densității curentului de coroziune, deci a vitezei de coroziune odată cu creșterea timpului de imersie a aliajului Diadur în ser fiziologic.

Parametrii cinetici de coroziune obținuți din aceste curbe de polarizare, prezentate în figurile VI.2-VI.4, au fost calculați cu ajutorul a două metode: cea a extrapolării pantelor Tafel și cea a rezistenței la coroziune. Valorile obținute odipentru potențialul de coroziune (Ecor), densitatea de curent de coroziune (icor), indicele gravimetric (Kg), indicele de penetrare (P), panta anodică (Ba), panta catodică (Bc) precum și rezistența la polarizare (RP)sunt redate în tabelul 1.

Tabelul 1. Parametrii cinetici de coroziune pentru aliaje Co-Cr la diferiți timpi de imersie în SF

De remarcat faptul că, din cele două metode s-au obținut valori apropiate pentru densitatea de curent de coroziune. Rezistența la polarizare scade, pentru aliajul Diadur, odată cu creșterea timpului de imersie în soluție, indicând creșterea vitezei de coroziune a biomaterialului în serului fiziologic. Așadar după cum se observă și din curbele de polarizare, odată cu creșterea timpului de imersie în mediul coroziv, valorile parametrilor cinetici de coroziune cresc, pentru Diadur, dovedind creșterea vitezei de coroziune.

Pentru a compara comportarea celor trei aliaje de Co-Cr s-a ales reprezentarea grafică a curbelor de polarizare înregistrate în SF la diferiți timpi de imersie (fig.VI.5)

Fig.VI.5. Curbele de polarizare curent-potențial pentru aliaje Co-Cr în SF

Se poate observa că, dacă la momentul initial și după un timp de imersie de 24h, cea mai mică viteză de coroziune o are Diadur. După 48h de imersie, insă cea mai bună comportare o are WBC.

VI.1.3. Teste de Spectroscopie Electrochimică de Impedanță

Testele de spectroscopie electrochimică de impedanță (EIS) au condus la înregistrarea spectrelor prezentate în diagramele Nyquist și Bode.

În figura VI.6 sunt prezentate diagramele obținute pentru aliajul WBA în SF la diferiți timpi de imersie. Din diagramele Nyquist se observă prezența două semicercuri capacitive unul la frecvențe mari și celălalt la frecvențe joase. Diametrul celui de al doilea semirc scade la un timp de imersie de 24h, urmat de o creștere atunci când timpul de imersie crește la 48h. Acest fapt indică o creștere a rezistenței la polarizare, fapt ce conduce la scăderea vitezei de coroziune odată cu creșterea timpului de imersie, confirmându-se astfel datele obtinute din curbele de polarizare. Diagrama Bode relevă prezența a două constant de timp corespunzătoare celor două semicercuri din diagrama Nyquist. Valoarea celui de al doilea maxim al unghiului de fază (de la frecvențe joase) se deplasează spre valori mai mici ale frecvenței și crește după un timp de imersie de 48h. Valoarea in jur de -70° a maximului unghiului de fază indică o comportare capacitivă a interfeței astfel create.

Fig. VI.6. Diagramele Nyquist și Bode pentru WBA în SF la diferiți timpi de imersie

Comportarea celorlalte două aliaje pe bază de Co-Cr, WBC și Diadur în ser fiziologic este asemănătoare și este redată în fig. VI.7 și VI.8.

Din figura 6a, diagramele Nyquist, se observă prezența unui singur semicerc capacitiv deschis a cărui diametru crește odată cu creșterea timpului de imersie a aliajului WBC în soluție. Acest fapt indică o creștere a rezistenței la polarizare, fapt ce conduce la scăderea vitezei de coroziune odată cu creșterea timpului de imersie, confirmându-se astfel datele obtinute din curbele de polarizare. Diagrama Bode relevă prezența unei singure constante de timp corespunzător cu un singur semicerc pe diagrama Nyquist. Maximul unghiului de fază se deplasează spre valori mai mici ale frecvenței și crește ușor odată cu creșterea timpului de imersie în serul fiziologic. Valoarea maximului unghiului de fază are valori in jur de -75° indicând formarea unui film de oxid pasiv pe suprafața aliajului, fapt ce conduce la un răspuns aproape capacitv al interfeței.

Fig. VI.7. Diagramele Nyquist și Bode pentru WBC în SF la diferiți timpi de imersie

Același tip de comportare se obține și în cazul celui de al treilea aliaj studiat. Rezultatele obținute sunt prezentate în figura VI.8.

Fig. VI.8. Diagramele Nyquist și Bode pentru Diadur în SF la diferiți timpi de imersie

VI.2. Comportarea electrochimică a aliajelor pe bază de Co-Cr în SBF

Mai întâi s-a urmărit comportarea electrochimică a celor trei aliaje intr-un fluid artificial (Simulated Body Fluid – SBF) cu următoarea compoziție: NaCl 8,367255g; NaHCO3 5,534g; Na2HPO4.2H2O 22,165g; MgCl2.6H2O 0,51359g; CaCl2.2H2O 0,51891g; Na2SO4 0,071 pentru 1 litru de apă bidistilată;

VI.2.1. Determinarea potențialului în circuit deschis

Ca și în cazul serului fiziologic și pentru cel de al doilea electrolit studiat, SBF, determinarea potențialului în circuit deschis s-a realizat pe parcursul unei ore. Variația potențialului în circuit deschis în timp este redată în figura VI.9 pentru toate cele trei aliaje de CoCr studiate. Diadurul prezintă o comportare similar cu cea înregistrată în SF, potențialul crește rapid în primele minute, urmând ca apoi sa rămână la o valoare relativ constantă. În schimb, celelalte două aliaje, WBA și WBC au o comportare diferită. Valoarea potențialului în circuit deschis a crescut în primele 5 minute, după care apoi a scăzut treptat în următoarele 15 min. În ultimile 30 minute de imersie, valoarea potențialului a rămas constantă. Este bine cunoscut faptul că o deplasare în direcție negativă a potențialului poate fi asociată fie cu ruperea și dizolvarea filmului pasiv, fie cu lipsă a formării de film pasiv pe suprafața aliajului
[32].

Fig. VI.9. Dependența OCP de timp pentru cele 3 aliaje în SBF la temperatura de 370C

VI.2.2.Studiul prin polarizare potențiodinamică

Pentru a putea urmări comportarea celor trei aliaje în SBF, au fost înregistrate curbele de polarizare după diferite intervale de timp de imersie în electrolit, menținut la temperatura constantă de 370C. Curbele obținute pentru unul din aliajele Co-Cr, Wirobond 280 sunt prezentate în figura VI.10.

Fig.VI.10.Curbele de polarizare pentru aliajul WBA în SBF la diferiți timpi de imersie

Așa după cum se poate observa din figura VI.10, în cazul aliajului WBA, creșterea timpului de imersie în SBF a condus la o deplasare a potențialului de coroziune către valori mai electronegative și la o scădere a densității curentului de coroziune, fapt ce conduce la scăderea vitezei de coroziune. De asemenea, se poate observa că, după regiunea Tafel, apare un domeniu pasiv care se deplasează către valori mai electropozitive și crește odată cu creșterea timpului de imersie. Acest fenomen poate fi explicat prin formarea pe suprafața aliajului a unui film pasiv protector. Pentru 24 și 48 ore de imersie potențialul de rupere a filmului pasiv format pe suprafața aliajului este situat în jurul valorii de 0V, în timp ce la momentul inițial distrugerea filmului se produce la un potențial de aproximativ -0.4V.

Fig.VI.11.Curbele de polarizare pentru aliajul WBC în SBF la diferiți timpi de imersie

În cazul celorlalte doua biomateriale studiate, s-a observat că, odată cu creșterea timpului de imersie în SBF valoarea densității curentului de coroziune scade, fapt ce conduce la scăderea vitezei de coroziune (figurile VI.11 și VI.12). Pentru aceste doua aliaje, WBC și Diadur nu a fost observată o regiune pasivă.

Fig.VI.12.Curbele de polarizare pentru aliajul Diadur în SBF la diferiți timpi de imersie

Parametrii cinetici de coroziune obținuți din aceste curbe de polarizare, prezentate în figurile VI.10 – VI.12, au fost calculați cu ajutorul a două metode: cea a extrapolării pantelor Tafel și cea a rezistenței la coroziune. Valorile obținute odipentru potențialul de coroziune (Ecor), densitatea de curent de coroziune (icor), indicele gravimetric (Kg), indicele de penetrare (P), panta anodică (Ba), panta catodică (Bc) precum și rezistența la polarizare (RP) sunt redate în tabelul 2.

Tabelul 2. Parametrii cinetici de coroziune pentru aliaje Co-Cr la diferiți timpi de imersie în SBF

De remarcat faptul că, din cele două metode s-au obținut valori apropiate pentru densitatea de curent de coroziune. Rezistența la polarizare crește, pentru toate cele trei aliaje studiate, odată cu creșterea timpului de imersie în electrolit, indicând o scădere a vitezei de coroziune a fiecăruia din cele trei biomateriale în SBF.

Așadar după cum se observă și din curbele de polarizare, odată cu creșterea timpului de imersie în mediul coroziv, valorile parametrilor cinetici de coroziune scad, dovedind scăderea vitezei de coroziune a celor trei tipuri de biomateriale.

Pentru a compara comportarea celor trei aliaje de Co-Cr s-a ales reprezentarea grafică a curbelor de polarizare înregistrate în SF la diferiți timpi de imersie (fig.VI.13)

Fig. VI.13. Curbele de polarizare curent-potențial pentru aliaje Co-Cr în SF

Se poate observa că, la momentul initial, cea mai mica viteză de coroziune în SBF o are WBC, în timp ce după 24 și respective 48 ore de imersie, cel mai puțin se corodează WBA. În toate cazurile cea mai mare viteză de coroziune o are Diadur în acest mediu.

VI.2.3.Teste de Spectroscopie Electrochimică de Impedanță

Testele de spectroscopie electrochimică de impedanță (EIS) au condus la înregistrarea spectrelor prezentate în diagramele Nyquist și Bode.

În figura 14 sunt prezentate diagramele obținute pentru aliajul WBA în SBF la diferiți timpi de imersie. Din diagramele Bode relevă prezența a două constant de timp. Pe suprafața aliajului se formează un film pasiv, fapt ce conduce la constituirea a două interfețe. Valoarea celui de al doilea maxim al unghiului de fază (de la frecvențe joase) se deplasează spre valori mai mici ale frecvenței și crește odată cu creșterea timpului de imersie. Creșterea valorii de la -60 la -70° a celui de al doilea maxim al unghiului de fază indică o creștere în grosime a filmului protector, fapt ce conduce la o scădere a vitezei de coroziune a aliajului în SBF. Se reconfirmă în acest fel datele obținute prin polarizare potențiodinamică.

Fig. VI.14. Diagramele Nyquist și Bode pentru WBA în SBF la diferiți timpi de imersie

Comportarea celorlalte două aliaje pe bază de Co-Cr în SBF este prezentată în fig. VI.15 și VI.16. Din figura VI.15, se poate observa că și pentru aliajul WBC, apar în diagram Bode două constant de timp, respectiv două maxime ale unghiului de fază, unul la frecvențe mari și celălalt la frecvențe joase.

Fig. VI.15. Diagramele Nyquist și Bode pentru WBC în SBF la diferiți timpi de imersie

În cazul Diadur comportarea este diferită. Se obține un singur semicerc capactiv pe diagram Nyquist și un singur maxim al unghiuluji de fază pe diagram Bode. Se poate observa că, odată cu creșterea timpului de imersie în SBF diametrul semicercului capacitiv precum și valoarea maximului unghiului de fază cresc. Maximul unghiului de fază se deplasează spre valori mai mici ale frecvenței și crește ușor odată cu creșterea timpului de imersie în serulu fiziologic. Valoarea maximului unghiului de fază are valori in jur de -80° indicând formarea unui film de oxid pasiv pe suprafața aliajului, fapt ce conduce la un răspuns aproape capacitv al interfeței.

Fig. VI.16. Diagramele Nyquist și Bode pentru Diadur în SBF la diferiți timpi de imersie

VI.3. Comportarea electrochimică a aliajelor pe bază de Co-Cr în Manitol

Următorul pas a constat în studierea comportării electrochimice a celor trei aliaje intr-o soluție de Manitol 20% cu următoarea compoziție: manitol 20% alcool din manoza, diuretic

VI.3.1. Determinarea potențialului în circuit deschis

Ca și în cazurile precedente, prima etapă a fost analiza potențialului în circuit deschis al celor trei aliaje pe bază de CoCr timp de o oră. Din figura VI.17, se poate observa că a fost obținută o comportar asemănătoare cu cea obținută în ser fiziologic. În primele minute după imersie are loc o deplasare bruscă a potențialului către valori mai electropozitive, după care valoarea potențialului rămâne relativ stabilă.

Fig. VI.17. Depententa OCP de timp pentru cele 3 aliaje în Manitol la temperatura de 370C

Tendința de deplasare a potentialelor celor trei aliaje studiate către valori mai electropozitive sugerează faptul că pe suprafața metalică se formeză un film pasiv protector in situ care crește continuu odată cu creșterea timpului de imersie în ser fiziologic. În plus, apariția unei potențial relativ stabil este un indiciu al caracterului chimic stabil al filmului pasiv.

VI.3.1.Studiul prin polarizare potențiodinamică

Pentru a putea urmări comportarea celor trei aliaje în SF, au fost înregistrate curbele de polarizare după diferite intervale de timp de imersie în electrolit, menținut la temperatura constantă de 370C. Curbele obținute pentru unul din aliajele Co-Cr, Wirobond 280 sunt prezentate în figura VI.18. Se poate observa că, odată cu creșterea timpului de imersie în electrolit, are loc o ușoară deplasare a potențialului de coroziune înspre valori mai electropozitive. În același timp, densitatea de curent de coroziune scade, scăzând deci, viteza de coroziune.

Fig.VI.18.Curbele de polarizare pentru aliajul WBA în Manitol la diferiți timpi de imersie

Același tip de comportare a fost obținută și pentru Diadur (Fig.VI.19).

Fig.VI.19.Curbele de polarizare pentru aliajul Diadur în Manitol la diferiți timpi de imersie

Pentru aliajul WBC, după 48 de ore de imersie, densitatea de curent de coroziune crește, în schimb se o obține după regiunea Tafel, un domeniu pasiv de aproximativ 0.3 V.

Fig.VI.20.Curbele de polarizare pentru aliajul WBC în Manitol la diferiți timpi de imersie

Parametrii cinetici de coroziune obținuți din aceste curbe de polarizare, prezentate în figurile 18 – 20, au fost calculați cu ajutorul a două metode: cea a extrapolării pantelor Tafel și cea a rezistenței la coroziune, iar valorile sunt redate în tabelul 3.

Tabelul 3. Parametrii cinetici de coroziune pentru aliaje Co-Cr la diferiți timpi de imersie în Manitol

De remarcat faptul că, din cele două metode s-au obținut valori apropiate pentru densitatea de curent de coroziune. După cum se observă și din curbele de polarizare, odată cu creșterea timpului de imersie în mediul coroziv, valorile parametrilor cinetici de coroziune cresc, dovedind creșterea vitezei de coroziune a două din cele trei tipuri de biomateriale studiate..

Pentru a compara comportarea celor trei aliaje de Co-Cr s-a ales reprezentarea grafică a curbelor de polarizare înregistrate în Manitol la diferiți timpi de imersie (fig.VI.21)

Fig. VI.21. Curbele de polarizare curent-potențial pentru aliaje Co-Cr în Manitol

În toate cazurile studiate, cea mai mica viteză de coroziune o prezintă Diadur, iar cel mai coroziv în soluția de Manitol 20% este WBC.

VI.3.2. Teste de Spectroscopie Electrochimică de Impedanță

Testele de spectroscopie electrochimică de impedanță (EIS) au condus la înregistrarea spectrelor prezentate în diagramele Nyquist și Bode.

În figura VI.22 sunt prezentate diagramele obținute pentru aliajul WBA în Manitol la diferiți timpi de imersie. Din diagramele Nyquist se observă că, în toate cazurile rezistența soluției este ridicată, fapt datorat compoziției electrolitului. Diagrama Bode relevă prezența unei singure constante de timp corespunzător cu un singur semicerc pe diagrama Nyquist. Maximul unghiului de fază apare la valori foarte scazute ale frecvenței și se deplasează spre valori și mai mici odată cu creșterea timpului de imersie în mediul coroziv. Valoarea maximului unghiului de fază la momentul initial are valori în jur de -45° indicând o apariția unui fenomen de difuzie la suprafața aliajului. Maximul unghiului de fază crește apoi odată cu creșterea timpului de imersie în soluție.

Fig. VI.22. Diagramele Nyquist și Bode pentru WBA în Manitol la diferiți timpi de imersie

Și în cazul WBC s-a obținut același tip de comportare, diagramele Nyquist și Bode obținute fiind redate în figura VI.23.

Fig. VI.23. Diagramele Nyquist și Bode pentru WBC în Manitol la diferiți timpi de imersie

Fig. VI.24. Diagramele Nyquist și Bode pentru Diadur în Manitol la diferiți timpi de imersie

În cazul Diadurului, valorile maximului unghiului de fază se deplasează spre valori mai mici ale frecvenței și crește ușor odată cu creșterea timpului de imersie în mediul studiat. Valoarea maximului unghiului de fază are valori in jur de -80° indicând formarea unui film de oxid pasiv pe suprafața aliajului, fapt ce conduce la un răspuns aproape capacitv al interfeței.

Influența concentrației de Manitol

Deoarece Manitolul este introdus în organism sub formă de perfuzie și el nu intră în contact cu aliajele utilizate pentru stenturi în această concentrație ci este diluat, este important să se cunoască influența concentrației de Manitol asupra comportării electrochimice a celor trei aliaje studiate.

OCP in Manitol 10%

Dependența potențialului în circuit deschis de timp pentru o soluție Manitol 10% (diluție cu SBF) este redată în figura VI.25. Stabilizarea potențialului are loc destul de rapid după imersia aliajelor în soluția de Manitol 10%. Cea mai electronegative valoarea a potențialului s-a înregistrat pentru WBC, iar cea mai electropozitivă pentru Diadur.

Fig. VI.25. Depententa OCP de timp pentru cele 3 aliaje în Manitol 10% la temperatura de 370C

În figura VI.26 sunt prezentate comparative curbele de polarizare obținute pentru aliajul WBA în soluții de Manitol de diferite concentrații precum și în SBF. Așa cum era de așteptat, pentru amestecurile de Manitol cu SBF s-au înregistrat valori ale potențialului de coroziune si ale densității curentului de coroziune situate între Manitol 20% și SBF. Odată cu creșterea concentrației de Manitol viteza de coroziune pentru WBA scade.

Fig.VI.26.Curbele de polarizare pentru aliajul WBA în SBF la diferite concentrații de Manitol la diferiți timpi de imersie

Același tip de comportare a fost înregistrat și pentru aliajul WBC prezentat în figura VI.27.

Fig.VI.27.Curbele de polarizare pentru aliajul WBC în SBF la diferite concentrații de Manitol la diferiți timpi de imersie

Scăderea vitezei de coroziune a fost înregistrată și pentru Diadur atunci când concentrația de Manitol a crescut în electrolit (figura VI.28).

Fig.VI.28.Curbele de polarizare pentru aliajul Diadur în SBF la diferite concentrații de Manitol la diferiți timpi de imersie

Comparație SF cu SBF

Pentru a putea stabili care din cele două medii: ser fiziologic (SF) sau lichid ce simulează fluidul din organism (SBF) este mai coroziv pentru cele trei aliaje pe bază de CoCr studiate, s-au realizat diagramele comparative atât pentru momentul inițial (fig VI.29) cât și după 48 de ore de imersie în soluție (fig VI.30). În toate cazurile studiate, pentru cele trei aliaje, cel mai coroziv mediu este SBF. Excepție face aliajul WBA după 48 ore de imersie. Densitățile de curent de coroziune obținute au valori destul de apropiate pentru cele două medii.

Fig.VI.29.Curbele de polarizare pentru aliajele CoCr în SBF și SF la momentul 0

Fig.VI.30.Curbele de polarizare pentru aliajul WBC în SBF și SF dupa 48 h de imersie

VI.4.Determinarea cantității de ioni eliberați din aliajele dentare expuse soluțiilor fiziologice simulate

Concentrația ionilor metalici eliberați în medii fiziologice a fost pusă în evidență folosind un ICP-MS, ELAN DRC-e Perkin Elmer SCIEX U.S.A.. Limita de detecție este de 0.001 µg.g-1. Plăcuțe de aliaje [33] sunt imersate pentru diferite perioade de timp în SBF, ser fiziologic NaCl 0.9% si manitol iar soluția este analizată din punct de vedere cantitativ al concentrației, stabilindu-se cantitatea de ioni metalici care se eliberează în timp în mediile fiziologice care simulează condițiile din organismul uman. Este important de cunoscut aceste concentrații pentru că se știe că, cantități mici din ioni metalici pot provoca intoxicații grave.

Tabel 4.: Condiții de operare pentru ICP-MS

Probele lichide sunt introduse cu ajutorul sistemului de aspirare într-un nebulizator in-situ care generează vapori cu ajutorul temperaturii mari din plasmă. Reactivii folosiți la trasarea curbelor de calibrare sunt reactivi Merck. Sunt folosite și diluate standarde care conțin 1000 mg.L-1 în 1% v/v HNO3 pentru obținerea a 5 diluți diferite de 10, 50, 100, 200, 300 de ppb, necesare trasării curbelor de calibrare specifice fiecărui element din respectivul aliaj.

ppb=ng/g; ppm=µg/g sau mg/L.

Tabel 5.: ICP-MS pentru probe de aliaje

Figurile VI.4.1.- VI.4.6 reprezinta cantitatea de ioni de Co care se elibereaza din aliaj la 24 de ore si 48 de ore dupa imersia in electrolit (SBF, SF sau Manitol).

Fig. VI.4.1. Cantitatea de ioni de Co eliberata in SBF dupa 24 de ore

Fig. VI.4.2. Cantitatea de ioni de Co eliberata in SBF dupa 48 de ore

Fig. VI.4.3. Cantitatea de ioni de Co eliberata in SF dupa 24 de ore

Fig. VI.4.4. Cantitatea de ioni de Co eliberata in SF dupa 48 de ore

Fig. VI.4.5. Cantitatea de ioni de Co eliberata in Manitol dupa 24 de ore

Fig. VI.4.6. Cantitatea de ioni de Co eliberata in Manitol dupa 48 de ore

VI.5. Concluzii parțiale

Ionii eliberați în SBF sunt în cantitate mai mică pentru WBA la 24 de ore de la imersie decat pentru WBC sau diadur. Dupa 48 de ore cea mai mica cantitate de ioni eliberata in SBF este pentru aliajul diadur.

In cazul serului fiziologic (SF) la 24 de ore de la imersie, cea mai mica cantitate de ioni eliberata in solutie se constata pentru proba WBC, exceptie facand Co si Cr. La 48 de ore de la imersie cea mai mare cantitate de ioni metalici in solutie o elibereaza aliajul diadur, exceptie facand Ca.

In cazul manitolului, dupa 24 de ore se elibereaza cea mai mica cantitate de ioni in solutie in cazul probei de diadur, lucru care se observa si dupa 48 de ore de la imersare, fapt pus pe seama pasivarii suprafetei aliajului respectiv prin formarea unui strat de oxid protector pe suprafata.

Formarea stratului oxid are un efect pozitiv asupra rezistenței la coroziune a substratului metalic și scade densitatea de curent de coroziune fiind un avantaj clar al prevenirii eliberării de ioni în soluția fiziologică. Prezența acoperirii oxid duce la scăderea cantității de ionii în soluție. Se eliberează cantități mici de ioni metalici, de ordinul ppm-urilor.

Capitolul VII. Bibliografie:

1. R.T. Bothe , L.E., Beaton , H.A.,Davenport. , Reaction of bone to multiple metallic implants. Surg Gynecol Obstet., 1940. 71: p. 598-602.

2. Linkow, L.I., The bladevent—a new dimension in endosseous implantology. Dent Concepts., 1968. 11: p. 3–18.

3. B.J. Baum, D.J., Mooney. , The impact of tissue engineering on dentistry. J Am Dent Assoc. , 2000. 131: p. 309-318.

4. L.M. Kaste, R.H., Selwitz, R.J., Oldakowski, J.A., Brunelle, D.M., Winn, L.J. ,Brown., Coronal caries in the primary and permanent detition of children and adolescents 1-17 years of age. J Dent Res. , 1996. 75: p. 631-641.

5. D.M. Winn, J.A., Brunelle, R.H. ,Selwitz, L.M., Kaste, R.J. ,Oldakowski, A. ,Kingman. , Coronal and root caries in the dentition of adults in the United States. J Dent Res., 1996. 75: p. 642-651.

6. Williams., D.F., The Williams dictionary of Biomaterials. 1999: p. ISBN 0-85323-921-5

7.http://www.mercksource.com/pp/us/cns/cns_hl_dorlands_split.jsp?pg=/ppdocs/us/common/dorlands/dorland/one/000012724.htm.

8. Solar, R., Corrosion resistance of titanium surgical implant alloys: a review. Syrett BD, editor. Corrosion and degradation of implant materials. ASTM STP 684. Philadelphia, PA: American Society for Testing and Materials, 1979: p. 259-73.

9. Y. Okazaki, T., Tateishi, Y., Ito. , Corrosion resistance of implant alloys in pseudo physiological solution and role of alloying elements in passive films. Mater Trans JIM. , 1997. 38 (1): p. 78–84.

10. Leidheiser., H., The Corrosion of Copper, Tin, and Their Alloys. New York, NY: J. Wiley and Sons, 1971: p. 70.

11. Fraker., A., Corrosion Test and Standard: Applications and Interpretation. ed. R. Baboian (West Conshohocken, PA: ASTM International Manual Series 1995: p. 705.

12. D. Buser, A., Schroeder, F., Sutter, N. ,Lang. , The new concept of ITI hollow-cylinder and hollow-screw implants: Part 2. Clinical aspects, indications and early clinical results. Int J Oral Maxillofac Implants, 1988. 3: p. 173-181.

13. D. Buser, H.P., Weber, U., Bragger, C., Balsiger. , Tissue integration of one-stage ITI implants: 3-year results of a longitudinal study with hollow-cylinder and hollow-screw implants. Int J Oral Maxillofac Implants, 1991. 6: p. 405-412.

14. A.W. Eberhardt, B.S., Kim, E.D. ,Rigney, G.L. ,Kutner, C.R., Harte., Effects of precoating surface temperatures on fatigue of Ti-6Al-4V. J Appl Biomat., 1995. 6: p. 171-174.

15. Steinemann., S.G., Corrosion of surgical implants – in vivo and in vitro tests. Winter GD, Leray JL, de Groot K (eds) Evaluation of Biomaterials, John Wiley & Sons, New York 1980: p. 1–34.

16. Hulbert SF, K.J., Tissue reaction to three ceramics of porous and non porous structures. J. Biomed. Mater. Res. , 1972. 6: p. 347-374.

17. Lausmaa J, M., L, Rolander U. , Chemical composition and morphology of titanium surface oxides. Williams JM, editor. Biomedical materials. Pittsburgh, USA: Materials Research Society, 1986.

18. Diniz MG, S.G., Coelho MJ, Fernandes MH. , Surface topography modulates the osteogenesis in human bone marrow cell cultures grown on titanium samples prepared by a combination of mechanical and acid treatments. J Mater Sci: Mater Med., 2002. 13: p. 421–32.

19. Adamson, A.W.a.G., A.P., Physical Chemistry of Surfaces. 6th ed., John Wiley and Sons, 1997.

20. L. Wagner, G., Lutjering, R.I., Jaffee. , Optimization of bi-modal microstructure and texture in Ti6Al4V. In: Kim Y-M, Boyer RR, editors. Microstructure/property relationships in titanium aluminides and alloys. Warrendale: The Minerals, Metals & Materials Society, 1991: p. 521-531.

21. Vincent Milleret, Stefano Buzzi, Peter Gehrig, Algirdas Ziogas, Jona Grossmann, Katrin Schilcher, Annelies S. Zinkernagel, Arik Zucker, Martin Ehrbar, Protein adsorption steers blood contact activation on engineered cobalt chromium alloy oxide layers in Acta Biomaterialia xxx (2015) xxx–xxx

22. In-Ho Bae, Kyung-Seob Lim, Jun-Kyu Park , Dae-Sung Park, So-Youn Lee, Eun-Jae Jang, Mi Seon Ji, Doo Sun Sim, Young Joon Hong, Youngkeun Ahn, Jong Chun Park, Jeong Gwan Cho, Jung Chaee Kang, In-Su Kim, Jae-Woon Nah, Myung-Ho Jeong, Mechanical behavior and in vivo properties of newly designed bare metal stent for enhanced flexibility, Journal of Industrial and Engineering Chemistry 21 (2015) 1295–1300.

23. T. Vișan, M., Buda, N., Ibriș. , Metode electrochimice de cercetare în electrochimie și coroziune. Ed. Tehnică. București, 1998.

Adamson, A.W.a.G., A.P., Physical Chemistry of Surfaces. 6th ed., John Wiley and Sons, 1997.

R. Menini, M.J., Dion, S.K.V. ,So, M. ,Gauthier, L.P., Lefevre. , Surface and Corrosion Electrochemical Characterization of Titanium Foams for Implant Applications. J. Electrochem. Soc. , 2006. 153 (1): p. B13-B21.

L. Jäntschi, S.B., Analiză Chimică și Instrumentală Aplicată. Editura AcademicDirect. Cluj-Napoca, 2003.

M. Prodana , M., Caposi and D., Iordachescu, Ions Release from Ti Implant Alloys in Simulated Bioliquids IFMBE Proceedings-14th Nordic-Baltic Conference on Biomedical Engineering and Medical Physics, 2008. 20: p. 60-63.

S. Hiromotoa, T., Hanawa, K. ,Asami. , Composition of surface oxide film of titanium withculturing murine fibroblasts. Biomaterials, 2004. 25: p. 979-986.

J.K.M. Aps, L.C., Martens. , Review: The physiology of saliva and transfer of drugs into saliva. Forensic Science International, 2005. 150: p. 119–131.

T. Kokubo, H., Takadama. , How useful is SBF in predicting in vivo bone bioactivity? Biomaterials, 2006. 27: p. 2907–2915.

Kyo-Han KIM and N., R., Electrochemical surface modification of titanium in dentistry. Dental Materials Journal, 2009. 28(1): p. 20-36.

I. Gurappa, Mater. Charact. 49 (2002) 73–79

D. Shi, E., Biomaterials and Tissue Engineering. Spirnger-Verlag Berlin Heidelberg, Germany 2004.