09 degradacija biomaterijala

7/27/2019 09 degradacija biomaterijala

1/42

9 DEGRADACIJA BIOMATERIJALA UBIOLOKOM OKRUENJU1

Bioloko okruenje implantata se uobiajeno neprijateljski ponaa kao prema svakojorganizmu stranoj supstanci, teei da ga neutralie i eliminie, to moe da dovede do brzogili postepenog razaranja mnogih materijala. Povrno gledajui, moe se pomisliti da eneutralna pH (7,35-7,45) sredina, mala koliina soli i umerena temperatura ljudskog telastvoriti blago nedegradabilno okruenje [1-5]. Meutim, mnogi specijalni mehanizmi teladeluju na implantate, vrei njihovu degradaciju ili razgradnju.

U vlanim, jonskim sredinama, kakve su telesne tenosti, koje mogu biti

elektrohemijski aktivne prema metalima i plastificirajue (omekavajue) prema polimerima,odvija se i kontinualno ili cikliko naprezanje kojem su izloeni mnogi biomaterijali.Paralelno se odvija proces razgradnje biomaterijala kroz aktivaciju optih i specifinih

biolokih mehanizama. Najpre dolazi do adsorpcije proteina na materijale, to moe poveatinivo korozije metala. Takoe elije izluuju snane oksidanse i enzime koji su usmereni karazlaganju organizmu stranih supstanci. Ovi prodirujui degradacioni agensi obino sekoncentriu izmeu elija i materijala, gde najefikasnije deluju nerazblaeni od okolne vlanesredine.

Postoji mnotvo raznih naina i sinergistikih puteva kojima se vri bioloka razgradnjaimplantata. Tako, pukotine kao posledica naprezanja stvaraju nova reaktivna povrinska

mesta. Nabreknua i vodeni kanali na slian nain mogu poveati broj reaktivnih mesta.Degradacioni produkti mogu promeniti lokalnu pH vrednost, stimuliui tako dalje reakcije.Hidroliza polimera moe generisati nove hidrofilne vrste, to vodi nabreknuu polimera istvaranju razarajuih mesta u masi polimera [6]. Pukotine takoe mogu biti i mesta za

poetak kalcifikacije.

Biodegradacija je termin koji se koristi u raznim kontekstima. Moe se koristiti zareakcije koje se deavaju u minutu, ili tokom godina. Moe se projektovati tako da se desi naodreenom mestu u odreeno vreme posle implantacije, ili moe biti neoekivano dugotrajan

posledini proces pruzrokovan slabom aktivnou bioloke sredine. Vremenom materijali zaimplantate mogu postati rastvorljivi, mrviti se; postati nalik na gumu ili pak kruti posleizvesnog vremena [7]. Produkti razaranja mogu biti otrovni po telo, a mogu biti projektovani

i tako da vre funkciju leenja. Razaranje se obino javlja kod metala, polimera, keramika ikompozitnih biomaterijala.

Prema tome, biodegradacija je vrlo iroko polje prouavanja i sa punim pravom zahtevaveliku panju istraivaa.

1Ovo poglavlje napisali su Drago orevii Dejan Rakovi.


2/42

9.1 HEMIJSKA I BIOHEMIJSKA DEGRADACIJA POLIMERA

Biodegradacija je hemijsko razaranje materijala od strane ivih organizama, koje vodipromenama njihovih fizikih svojstava. To je vrlo irok pojam, poevi od razlaganjaekolokog otpada izazvanog mikroorganizmima, pa sve do samoprouzrokovanog pogoranjasvojstava materijala u medicinskim napravama. Ipak to je i precizan termin, koji govori da su

potrebni odreeni bioloki procesi koji prouzrokuju takve promene.

9.1.1 Degradacioni procesi polimera

Polimerne komponente ugradnih naprava (implantata) uglavnom su pouzdane u svompredvienom roku trajanja. Paljivim izborom vanih preklinikih testova celokupnogsastava, proizvedenih komponenti i naprava, veinom se obezbeuje njihova funkcionalnost itrajnost. Ali, ubrzano starenje, ivotinjski implantati, kao i prognoze upotrebe, ne mogu

predvideti sve promenljive komponente koje mogu prouzrokovati prevremeno pogoranje

funkcionisanja. Krajnji cilj merenja prihvatljivosti materijala za medicinsku upotrebu jenjegova funkcionalnost u predvienom ivotnom veku naprave, konstatovana u neposrednomnadzoru nad radom implantata nakon ugraivanja. Tako, nijedan polimer nije potpunonepropustljiv za hemijske procese i mehanike akcije u telu. Uopteno gledano, polimerni

biomaterijali se razgrauju, jer odbrambeni sistemi tela stalno napadaju biomaterijale, bilodirektno bilo indirektno, preko drugih sistemskih komponenti ili spoljnih faktora.

Mnogobrojne operacije se primenjuju na polimere izmeu momenta proizvodnje iupotrebe u ljudskom telu (Tabl. 9.1)[8]. Lista mehanizama fizikih i hemijskih kvarova, kojise mogu desiti je podugaka, bilo pojedinano ili udrueno u raznim fazama istorije polimera(Tabl. 9.2) [8]. ak i obrada materijala pre implantacije moe predodrediti stabilno ilinestabilno ponaanje u krajnjoj primeni. Vaan primer degradacije biomaterijala uzrokovanobradom pre implantiranja je sterilizacija -zracima ultra-tekih molekula polietilenakorienog u protezi kolena [8]. Proces generie slobodne grupe atoma u materijalu, kojireaguju sa kiseonikom i proizvode neeljene oksidacione produkte. Lanano spajanje irazdvajanje sa kiseonikom moe uzrokovati, u periodu od par meseci do par godina, gubitakvrstoe i ilavosti, kao i skraenje roka upotrebe. Zato je od izuzetne vanosti daodgovarajui rigorozni procesi i protokoli budu ispunjeni za sve operacije.

TABELA 9.1 Tipine operacije na polimernom materijalu sa ubrizgavajuim kalupom[8]; modifikovano.

Vrsta Karakteristika

Polimer sinteza presovanje oblikovanje u piluleTablete pakovanje skladitenje prevoz, suenjeKomponente ubrizgavanje kalupa formiranje kalupa ienje, pregled,

pakovanje, skladitenjeNaprava sklapanje, skladitenje

(pre-sterilizacija),ienje, pregled,

pakovanje

skladitenje (upakovanogmaterijala), sterilizacija,skladitenje(sterilnog materijala)

dostava, skladitenje(pre-implantno),implantacija, rad u telu

Po implantaciji naprave dogaaju se adsorbcioni i apsorpcioni procesi. Polimernepovrine u kontaktu sa tenostima u ljudskom telu istovremeno adsorbuju proteinske

komponente, a masa poinje da apsorbuje rastvorljive komponente, kao to su voda, proteini ilipidi. elijski elementi se zatim zakae na povrine i iniciraju hemijske procese. Sa


3/42

biostabilnim komponentama, ovo kompleksno uzajamno dejstvo faktora ima malefunkcionalne posledice. Pri ravnotenoj apsorbciji tenosti mogu se desiti neka polimerna

plastifikacija, uzrokujui dimenzione i mehanike promene. Za one polimere izloenehemijskoj degradaciji in vivo, nema mnogo izvetaja sa sveobuhvatnim objanjenjemviestepenih degradacionih procesa i interakcija. Eksplicitne analize donekle, i povremeno

metabolika izraunavanja, koriste se da bi se izvele jednaine hemijske reakcije. Analizehemijske degradacije polimera skoro uvek ukljuuju ili hidrolizu ili oksidaciju kao vitalnukomponentu procesa.

TABELA 9.2Mehanizmi koji vode degradaciji svojstava polimera [8]; modifikovano.

Fiziki HemijskiSorpcija (dekompresija) TermolizaIzvijanje, nabreknue Nasilno cepanjeOmekavanje DepolimerizacijaRazlaganje OksidacijaMineralizacija Hemijska

Izvlaenje Termooksidacija*Kristalizacija SolvolizaDekristalizacija HidrolizaLom usled napinjanja AlkoholizaLom usled iscrpljenosti AminolizaLom usled udarca Fotoliza

Vidljivom svetlouUltra-ljubiastom svetlou

Radioliza-zracimaX-zracima

Elektronskim snopomNasilna reakcija izazvana prelamanjem

*Neki degradativni procesi mogu predstavljati kombinaciju dva ili vie individualnih mehanizama

9.1.2 Hidrolitika biodegradacija

Strukture hidrolabilnih polimera

Hidroliza predstavlja odvajanje prijemivih molekula iz funkcionalnih grupa putemreakcije sa vodom. Moe biti ubrzana pomou kiselina, baza, soli ili enzima. To je proces u

jednom koraku u kome je brzina lananog odvijanja proporcionalna brzini pokretanjareakcije. Prijemivost polimera za hidrolizu jeste rezultat njegove hemijske strukture,morfologije, dimenzija i telesnog okruenja.

Hidrolitike reakcije ne ukljuuju hepatike mikrosomalne enzime, ali se deavaju uplazmi i u mnogim tkivima. Estarske i (manje) amidne veze osetljive su i prijemive zahidrolizu [6].

U uobiajeno korienoj kategoriji hidrolizabilnih polimernih biomaterijala,funkcionalne grupe se sastoje iz ugljenino vezanih heterolananih elemenata: O, N, i S [8].Primeri ukljuuju organske soli, amide i karbonate [8]. Drugi polimeri sadre grupe kao tosu etri, acetili, nitriti, fosfati, aktivni metili, ili, pak, podleu hidrolizi pod specijalnim

uslovima.


4/42

Grupe koje su obino vrlo stabilne na hidrolizu su: (1) hidrokarbon (npr. polietilen,polipropilen, polistiren); (2) halokarbon (npr. politetrafluoroetilen, polihlorotrifluoroetilen,polivinilidin hlorid); (3) dimetilsiloksan; i (4) sulfon [8].

Brzina hidrolize tei poveanju sa: (1) visokom srazmerom hidrolizabilnih grupa uglavnom lancu ili na krajevima lanca; (2) drugim polarnim grupama koje pojaavajuhidrofilnost; (3) malom kristalnou; (4) niskom ili zanemarljivom relativnom gustinom; (5)velikom izloenom povrinom prema udaru; i (6) mehanikim prelamanjem [8].

upljikave hidrolizabilne strukture posebno su izloene gubitku karakteristika zbognjihove velike povrine. Faktori koji tee da potisnu hidrolizu ukljuuju hidrofobnefunkcionalne grupe (npr. hidrokarbon ili fluorokarbon), ukrtajui visoku kristalnostuslovljenu lananim redosledom, termalno otputanje ili orijentaciju, malu napetost i skladanoblik. Meutim, dok molekulska teina linearnih polimera nema veliki efekat na brzinudegradacije, pogoranja fizikih osobina mogu se desiti sa zakanjenjem, za dati broj lananihcepanja kod polimera sa relativno tekim molekulima [8]. Pogoranje svojstava izazvanolananim cepanjem je vie izraeno u polimerima sa slabim intermolekularnim vezama.

Domainom-izazvani hidrolizni procesi

Ljudsko telo je uglavnom visoko kontrolisana sredina za hemijske reakcije. Tokomravnotenog stanja, okolina veine implantata se odrava izotermnom (36-37C), neutralnom(pH ~ 7,40,05), sterilnom, fotozatienom i u konstantnom vlanom stanju [4]. Po in vitrostandardima, ovi uslovi su se pokazali blagim. Meutim, kompleksne interakcije humoralnih ielijskih komponenti telesnih tenosti koje ukljuuju aktivatore, receptore, akceleratore, itd.,uzrokuju agresivna reagovanja prema bilo kakvom stranom telu tokom procesa adhezije,hemijske reakcije, partikularnog prenosa i neutralisanja ili izbacivanja iz organizma.

Moe se razmotriti nekoliko scenarija koji vode hidrolizi u telu domaina. Prvo,potpuno neutralna voda je sposobna za hidrolizu izvesnih polimera (npr. poliglikolnakiselina) prilino velikom brzinom. Meutim, ovaj jednostavni mehanizam teko moe bitiznaajan u polimernim kompozitima odabranim za dugotrajnu in vivobiostabilnost. Sledee,

jonsko-katalizovana hidroliza nudi pogodan scenario za telesne tenosti. Vanelijske tenostisadre jone, kao to su H+, OH-, Na+, Cl-, HCO3

-, PO4-3, K+, Mg2+, Ca2+, SO4

2-. Organskekiseline, proteini, lipidi, lipoproteini ... takoe cirkuliu kao rastvorljive ili koloidnekomponente.

Dokazano je da su pojedini joni (npr. PO4-3) efektivni hidrolizni katalizatori, i da

poboljavaju npr. brzinu reakcije poliestara za nekoliko redova veliine [8].Jonska ubrzanja

mogu biti sa povrinskim efektom ili kombinovana sa povrinsko-masenim efektom, zavisnood hidrofilnosti polimera. Vrlo hidrofobni polimeri (npr. oni koji sadre manje od 2%zasiene vodene pare) apsorbuju zanemarljivo male koliine jona [8]. S druge strane,hidrogelovi, koji mogu apsorbovati veliku koliinu vode (vie od 15% po jedinici mere) usutini su reetasti i dozvoljavaju velikom broju jona da budu apsorbovani kao posledicahidrolize posredstvom kiselinskih, baznih ili sonih kataliza [8].

Lokalizovane pH promene u neposrednoj okolini implantiranih ureaja, koje seuglavnom deavaju tokom akutnih upala ili infekcija, mogu da uzrokuju katalizno poveanje

brzine hidrolize. Organske komponente, kao to su lipoproteini, koji cirkuliu u krvotoku ilivanelijskim tenostima, sposobne su da prenose katalitine neorganske jone u polimernumasu putem slabo definisanih mehanizama.


5/42

Enzimi generalno imaju klasine katalitike funkcije, sniavanjem aktivizacioneenergije i sledstvenim ubrzavanjem biohemijske reakcije, a da se posle zavrene reakcije nemenjaju. Poto enzimi funkcioniu i u vanelijskim tenostima, oni se vrlo efikasno prenosena podlogu mete preko direktnog elijskog kontakta (recimo, tokom fagocitoze). Hidroliznienzimi ili hidrolaze (npr. enzimi proteina, organskih soli, lipida i glukoze) dobili su ime po

molekularnim strukturama na koje deluju. To su elijski dobijeni proteini koji se ponaajukao visoko efektivni katalizatori u cepanjima vodeno-labilnih funkcionalnih grupa.

Enzimi sadre molekularne lanane strukture i izgrauju oblike koji dozvoljavajuprepoznavanje lananih sekvenci (receptora) na biopolimerima. Pri tome se formirajukompleksi izmeu segmenata enzima i biopolimerne osnove, to uzrokuje poveanje brzinecepanja polimernih veza. Zbog manjka prepoznavajuih sekvenci u poreenju sa osetljivim

prirodnim polimerima, veina sintetikih polimera su otporniji na enzimsku degradaciju.Ipak, uporedne studije su pokazale izvesna poveanja brzina hidrolize korienjem enzima, a

posebno korienjem sintetikih poliestera i poliamida. Ispostavilo se da enzimi mogu daprepoznaju i interaguju sa strukturnim delovima polimera, ili, preciznije, sa polimerima

obloenim serumskim proteinima, inicirajui njihove katalitike (ubrzavajue) reakcije invivo [8]. Tako, implantirane naprave koje su u stalnom pokretu u odnosu na susedno tkivomogu da izazovu upale, podstiui oslobaanje enzima usled fagocitoze [9].

Nove kolagen-bazirane matrice imaju centralnu vanost u tkivnom remodeliranju ifunkciji. Slino tome, kolagen-bazirani biomaterijali se koriste u tkivnom ininjeringu, adegradacija kolagenog skeleta sa udruenom elijskom infiltracijom, fagocitozom istvaranjem novog ekstracelularnog matriksa (ECM) kritina je za procenu in vitrovremenaefekata na kolagen-matriks remodelirajue procese [9]. Slian efekat elijske aktivnostiispoljava se du denaturisanog (povreda-zavisnog) kolagena u remodeliranju tkiva in vivo,koji ima znaajan uticaj na tkivnu regeneraciju oko biomaterijala [9].

Hidroliza: preklinika i klinika iskustva

Poliestri

Tokom proteklih decenija, bilo je vie izvetaja o dugoronoj degeneraciji naprava invivo, zahvaljujui lomu vlakana i rastezanju biostabilnog ureaja od jakog, fleksibilnog

polimera, polietilen tereftalata, koji se koristi za vakularne proteze velikog prenika,arterijske zakrpe, uivanje sranih zalizaka... [8]. Uzroci oteenja bili su strukturni defekti,

proizvodne tehnike, procedure rukovanja i hidrolitike degradacije [8]. Slino se ponaaju ialifatski poliestri, koji su uglavnom namenjeni za korienje kao biodegradabilni polimeri, sa

polikaprolaktonom npr. izloenim znaajnom smanjenju molekularne mase manifestovanom

u 80-90% padu relativne viskoznosti tokom 120 nedelja ispitivanja implantata [8].

Poliester uretani

Prvi zvanino korieni implantati od poliuretana, koji datiraju jo iz 1950-tih, bili suizraeni od penastih meavina umreenh aromatinih poliesternih uretana [8].Njihovokorienje u plastinoj hirurgiji i rekonstruktivnoj ortopediji u poetku je dalo obeavajuerezultate. Akutna zapaljenja bila su retka. Rast tkiva izazivao je stvaranje tankih fibroznihkapsula. Meutim, tokom meseci korienja, oni su se razarali i postajali iverasti, izazivajuinepovoljne hronine efekte. Fokusima poetne degradacije podvrgnutih hidrolizi, smatrane sumeke komponente poliadipatnih esterskih mekih segmenata [8] (u poreenju sa time,

analogni polieterni uretani vrlo su otporni na hidrolizu, mada su zato vie prijemivi naoksidaciju; v. odeljak oksidacione biodegradacije). Da li takav hidrolitiki degradirani


6/42

poliester uretana naknadno proizvodi znatne koliine aromatskih amina (derivata amonijaka,potencijalno kancerogenih) preko hidrolize uretana in vivotrenutno je nerazjanjeno [8].

Poliamidi

Najlon 6 (polikaproamid) i najlon 6,6 (poli-heksametilen adipamid) sadrehidrolizabilne amide, kao i proteini. Ovi sintetiki polimeri mogu apsorbovati 9-11% vode,po masi, u fazi zasienja [8]. Predvidljivo je da oni degradiraju putem katalizacije jonskepovrine i masene hidrolize [8]. Tako, hidroliza putem enzimskih ubrzanja (katalize) vodihabanju povrine. Primer poliamidne degradacije od posebnog znaaja ukljuuje in vivofragmentaciju kraja niti najlona 6 korienog u intrauterinom kontraceptivnom ureaju. Ovanit se sastoji od najlona 6 obloenog multifilamentima najlona 6. Kombinacija apsorpcijetenosti (> 10%) i hidrolize zasluna je za stvaranje pukotina u okolnom tkivu. Naprslislojevi navodno obezbeuju put kojim bakterija putuje iz vagine u matericu, to rezultuje

jakom karlinom upalom [8].

Degradacija poliarilamida za ortopediju (poliamidi sa ojaanim vlaknima iz m-ksililendiaminske i adipine kiseline), takoe je pokazana u studijama implantata u zeevima [8].

Poliamidi sa dugim alifatskim hidrokarbonskim lananim segmentima (npr.polidodekanamid) hidrolitiki su stabilniji u odnosu na najlone sa kraim lancem i u skladu satime degradiraju sporije in vivo.

Polialkilcianoakrilati

Ova klasa polimera, koriena kao vezivno tkivo, vredna je panje kao redak sluaj ukome su ugljenine veze ispresecane hidrolizom [8]. Ovo se deava jer je metilen (-CH2-)hidrogen u polimeru jako elektronski induktivno aktiviran susednim grupama. Oblikovanje

vezivnih polimera iz monomera zapoinje u procesu narastanja podloge adsorpcijom vode uprijanjajuem sloju, u dovoljnoj meri da pokrene reakciju.

Katalizatori za ravnotene procese deluju obrnuto, kao i za ubrzane reakcije. Zato vodaudruena sa tkivom moe da izazove hidrolizu polialkilcianoakrilata putem inverzneKnoevenagelove reakcije [8]. Uz vie baznih stanja (kao to je ukazano u in vitrostudijamaelija i implantata) enzimski procesi e biti mnogo efektivniji. U ivotinjskim implantatima,metil cianakrilat pojaano degradira u toku 4-6 meseci. Vii alkil (npr. butil) homolozidegradiraju sporije nego metil homolozi i manje su citotoksini [8].

9.1.3 Oksidaciona biodegradacija

Oksidacioni reaktivni mehanizmi i polimerne strukture

Mada se dosta zna o strukturama i reakcionim produktima polimera, podlonimoksidacionoj biodegradaciji, potrvda pojedinanih koraka u reakciji jo uvek nije analitikidemonstrirana. Ipak, mehanike interferencije mogue su uz opseno poznavanja fiziologijeoksidacionih procesa i polimerne oksidacije in vitro. Polimerni oksidacioni proces moe bitiu skladu sa homoliznom lananom reakcijom ili heteroliznim mehanizmom. Detektovani suuzorci karbonila, hidroksila i produkti lananog cepanja [8]. Najea mesta za poetnioksidacioni napad, sadrana u homolitinom ili heterolitinom putu, jesu ona kojadozvoljavaju odvajanje atoma ili jona i obezbeuju rezonantnu stabilnost rezultantne grupeatoma ili jona [8]. Peroksil, karbonil i ostali atomski posrednici stabilisani su slinimrezonantnim delokalizacijama elektrona iz elemenata C, O, H ili N [8].


7/42

Dve glavne kategorije oksidacione biodegradacije, prema izvoru zapoinjanja procesa,jesu: (1) neposredna oksidacija od strane domaina; i (2) napravom izazvana ili spoljanjomokolinom-posredovana oksidacija [8].

9.1.4 Direktna oksidacija od strane domaina

Direktna oksidacija u tkivu domaina odvija se tako to samogenerisani molekularniuzorci direktno na polimeru pospeuju oksidacione procese ili utiu na njih. Takvi reaktivnimolekuli potiu iz aktivisanih fagocita koji reaguju na povredu i osobine stranog tela namestu implantacije. Ove elije, koje vode poreklo iz kostne sri i nastanjuju vaskularni sistemi vezivna tkiva, javljaju se u dva oblika, kao: (1) mikrofagi {neutrofili [polimorfnonuklearnileukociti (PMN)]}; i (2) makrofagi [mononuklearni leukociti (monociti)]. Monociti iz krvi sekasnije mogu promeniti u tkivu u makrofage i multinuklearne gigantske elije stranog tela.

Mnogo radova je u toku na rasvetljavanju redosleda dogaaja koji vode fagocitnojoksidaciji biomaterijala [10-13]. Odreeni bitni procesi u procesu leenja rana u prisustvu

bioloki dobijenih stranih tela, kao to su bakterije i paraziti, pokazuju odreene povezanostisa implantatima.

Neutrofili odgovarajui na hemijske posrednike na mestu rane, organizuju moan, alikratkotrajan hemijski napad u toku prvih par dana posle povreivanja [14]. Hemijski

prijemivi materijali mogu biti pogoeni, ako su u strogoj blizini mesta povrede. Aktiviraneelije makrofagi kasnije se umnoavaju i opadaju tokom sledeih dana na benignoj rani, ilitokom nedelja ako se stimulatori kao to su otrovi i sitne estice pojave na mestu rane [14].

Njihovi fuzioni produkti, gigantske multinuklearne elije mogu da preive od par meseci dopar godina na povrini implantata [14]. Makrofagi, takoe ostaju u kolagenim kapsulama joodreeni period.

Makrofagi i mikrofagi (PMN) metabolizuju kiseonik da bi formirali superoksidni anjonO2+. Ovaj meuproizvod moe biti podvrgnut transformaciji u jo moniji oksidans ili, to je

jasno, moe inicirati homoliznu reakciju na polimeru. Sveprisutni peroksidni enzim,superoksid dismutaza (SOD), moe ubrzati konverziju superoksida u hidrogen-peroksid(H2O2), koji u prisustvu mieloperoksidaze (MPO), dobijene iz PMN-a, biva pretvoren uhipohlornu kiselinu (HOCl) [15]. Moni oksidant biomaterijala, hipohlorit, moe efikasno daoksiduje slobodne amine (npr. u proteinima) do hloramina, koji mogu obavljati ulogudugoiveeg izvora hlornog oksidansa [15]. Hipohlorit moe da oksidie i druge zamenjenenitrogene funkcionalne grupe (amide, ureu, uretane, itd.) sa lananim cepanjem tih grupa.

Makrofagi u sutini ne sadre MPO, tako da njihov H2O2ne moe biti konvertovan uHOCl. Meutim, iz PMN-a dobijena MPO moe se sigurno vezati na povrinu stranog tela,gde slui kao katalizatorski rezervoar za produkciju HOCl iz makrofaga ili gigantskih elija.Ako se slobodni jon Fe2+, koji je uglavnom prisutan u zanemarljivim koliinama u teludomaina, otpusti na mesto implantacije putem hemolize ili druge povrede, vee se za H2O2 istvara Fe3+i mone oksidiuih hidroksilne grupe putemHaber-Weiss-ovogciklusa [8].

Radikalne i jonske grupe meuproizvoda HOCl mogu da iniciraju oksidacijubiomaterijala, dok leukocitni fagocitni proces koristi endogenu MPO katalizu iz HOCl [8].Uopteno gledano, MPO moe doi iz elije kao i iz okoline. Meutim, s obzirom da stranotelo i posle nekoliko nedelja ostaje implantirano i odravano, onda uzaludan pokuajfagocitoze ugraenog ureaja obezbeuje prolongirano otputanje hemikalija u biomaterijal.Ovaj fenomen, nazvan egzocitoza, odigrava se tokom meseci, pa i godina, i rezultujuje

uglavnom stvaranjem gigantskih multinuklearnih elija fuzijom makrofaga, to moedoprineti dugotrajnoj hemijskoj degradaciji polimera.


8/42

Proces oksidacije izazvan od strane fagocita rezultat je oksida proizvedenih u odgovoruna strano telo, a ne direktnih receptor-ligand kataliza putem oksidnih enzima. Pokuaji da seizvri degradacija oksidno podlonih polimera putem direktnog kontakta sa oksidiuimenzimom uglavnom su bili neuspeni [8]. Makrofagi posreduju i u drugim procesima, kao to

je formiranje fibrozne kapsule oko naprave. Njihovo otputanje elijskih reguliuih faktora

simulira ekspoloziju stvaranja fibroblasta koji popunjavaju mesto ugradnje implantata iproizvode kolagenu ovojnicu.

9.1.5 Pukotine usled naprezanja

Bitna kategorija samoizazvanih biodegradacija sa oksidnim komponentama jestestvaranje pukotina (naprslina) usled naprezanja koje se manifestuju u polietar-metanelastomerima. Ovo se razlikuje od klasinog stvaranja pukotina usled naprezanja[environmental stress cracking (ESC)], koje sadri osetljiv materijal na kritinom nivounaprezanja u medijumu koji moe da se iri, ali se ne rastvara u polimeru.

Klasini ESC nije praen znaajnom hemijskom degradacijom. Umesto toga, pukotineusled naprezanja poliuretana okarakterisane su povrinskim udarima na polimer i hemijskimpromenama uzrokovanim relatvno specifinim in vivo ili in vitro oksidacionim uslovima.Uslovi bitni u stvaranju pukotina usled napregnua nekih polietarnih uretanskih kompozita

prikazani su u Tabl. 9.3 [8].

Skorije informacije o stvaranju pukotina usled naprezanja na polietarnim uretanima ipolieternim uretanskim ureama pruile su uvide koji mogu biti vaei za te i druge kompozitekoji mogu biti oksidisani (npr. polipropilen i polietileni) [8].Polietarni uretani koji su otpornina hidrolizu in vivo, koriste se kao spojnice, izolatori, krajevi i sredstva za lepljenje sa srane

pejsmejkere i neuroloke simulatore (Sl. 9.1) [8].Oni su se pokazali kao veoma pouzdani udugotrajnim klinikim aplikacijama jo od 1975. god. [8].

Odreene polietar-uretanske spojnice pokazale su povrinska naprsnua u svojojizolaciji posle vremena boravka in vivou rasponu od par meseci do godina. Ova naprsnua sudirektno povezana sa uestanou i dubinom, preko koliine rezidualnog naprezanja (Sl. 9.2 i9.3) i etarnim (mekim segmentom) sadrajem poliuretana [8].

TABELA 9.3Karakteristike polieternih uretana sa naprsnuima in vivo [8]; modifikovano.

Karakteristike

Komponente su sadrale rezidualne procese i/ili dejstvo mehanikog naprezanja/istegnuaKomponente su bile izloene medijumu od plodnih elijskih i vanelijskih komponenti

Polimeri su imali oksidno podlone (alifatski etar) grupeAnaliza polimera pokazala je povrinske produkte oksidacije

Morfoloki gledano, naprsline se reaju u pravilnom redosledu uglavnom normalno navektore sila, sa vrlo grubim zidovima, povremeno sa veznim vlaknima koja povezujuotvore, oznaavajui pre rastegljive nego krte pukotine. Infracrvena analiza pokazuje da seoksidacija ne pokazuje primetno u masi vesamo na povrini, gde je rasprostranjen gubitaketarne funkcionalnosti (1110 cm-1) i pojaana apsorpcija u posmatranim hidroksilnim ikarbonalnim regijama [8].

U prvobitnoj studiji [16], postavljene su poliuretanske cevi u kaveze propustljive zatenosti i elije pod mehanikim naponom (to znai pod jakim poetnim naprezanjem, koje

se kasnije smanjivalo), i implantirane u pacove. U odreenim sluajevima, antiupalni steroidiili citotoksini polimeri su koimplantirani u kaveze. Implantati starosti do 15 nedelja uzeti su


9/42

za analizu. Jedini prenapregnuti uzorci koji su naprsli bili su oni koji se nisu nalazili u kavezusa koimplantatima (Sl. 9.3) [8]. Zakljueno je da adherentne elije uzrokuju prskanje uslednaprezanja, a elijska nekroza ili deaktivacija inhibie indukciju naprsnua.

SLIKA 9.1 Srani pejsmejker sa poliuretanskim provodnikom, krajevima i konektorima [8].

SLIKA 9.2Peletan 2463-80A cev sa primenjenim jakim radijalnim naprezanjempokazuje totalni proboj [8].


10/42

SLIKA 9.3Peletan 2363-80A cev pokazuje premaz tokom stresa od vrstog podvezivanja [8].

Kasnije su ive fagocitne elije oznaene kao uzrok zapoinjanja stvaranja pukotina invivo[17]. Po uklanjanju adherentnih gigantskih elija, posle implantacije krivog polietarnoguretanskog urea filma u iani kavez do 10 nedelja trajanja, izloeni otisci su pokazalilokalizovane naprsline na povrini, u opsegu od nekoliko m u dubinu i irinu. Susedneoblasti u polimeru, koje su bile liene prijanjajuih elija, nisu naprsle. Zahvaljujui relativno

malim naprslinama u implantiranom filmu, rasprostiranje dubokih pukotina nije posmatrano.Prvobitne in vitro studije istegnutih i neistegnutih polietarnih uretanskih filmova [18]

koje koriste okside, enzime, itd. imale su tendenciju da dupliraju broj in vivonaprslina uslednaprezanja. Iako su pokazane neke povrinske hemijske degradacije sa produktima slinimonima koji su vieni in vivo, morfologija naprslina usled naprezanja nije bila blisko podeenain vitrosve do nedavno, u dve studije. Test koji je ukljuivao potapanje naprsle polietarneuretanske cevice u medijum od staklene vune, hidrogen peroksida i kobalt hlorida izazivanaprsline u duploj meri od onih izazvanih in vivo, ali sa poveanjem brzine i do sedam puta[19]. U drugoj studiji, uporedivi abloni naprslina dobijeni su kada su primerci naprslihcevica u pacovima uporeeni sa onima dobijenim u PMN-a pri uzgajanju [20]. Povrh toga,

ova studija otkrila je razliku u hemijskoj degradaciji proizvoda sa vremenom implantiranja,koje je u korelaciji sa proizvodima od oksida generisanih primarno putem PMN-a (HOCl) imakrofaga (ONOO). Blagovremeno (ranije) implantiranje, aktivirani PMN-i i HOCluzrokovali su unapreenje u smanjenju uretansko oksigenog istezanja krajeva, dok je kasnijaimplantacija i ONOOizazivala selektivni gubitak istezanja krajeva u alifatskom etru [20].

Posmatrano zajedno, prethodno pomenuta istraivanja sastoje se iz dvofaznogmehanizma za pukotine usled napregnua in vivo. Ova pretpostavka, jo uvek neproverena,

predmet je daljih istraivanja. U prvoj fazi, povrinska oksidacija izaziva vrlo plitke, slabemikropukotine. Druga faza ukljuuje irenje pukotina pri emu specifine komponentetelesne tenosti deluju na formirane naprsline i poveavaju njihovu dubinu i irinu bez

pobuivanja glavnih primetnih masenih hemijskih reakcija. Ova pretpostavka pokazala jeponaanje polimera. Pucanje usled naprezanja je sledee u poreenju sa drugim tipomdegradacije, metal jon-indukovanom oksidacijom.


11/42

Napravom ili okolinom posredovana oksidacija

Metaljon izazvana oksidacija

Proces oksidne degradacije koji je, do sada, bio kliniki zabeleen samo za polieterne

uretanske izolovane provodnike, zahteva, kao i naprsline usled naprezanja, vrlo specifineuslove. Varijable koje to omoguuju, kao i morfologija naprsnua dosta su razliiti od

pukotina usled naprezanja, iako su oksidni degradacioni proizvodi slini. Biodegradacijaimplantiranih ureaja putem stvaranja pukotina usled naprezanja uvek se deava na

polimernim povrinama izloenim elijama, i daje karakteristine hrapavo-zidne procepe(nagovetaj lomova usled istezanja) orijentisane normalno na vektor naprezanja (Sl. 9.2 i 9.3)[79]. Metaljonski izazvana oksidacija deava se na unutranjim povrinama ugraenihizolatora blizu zaralih metalnih komponenti i njihovih zahvaenih korozionih produkata.Ravnomerne naprsline na zidovima i mikroskopski sluajna orijentacija pukotina nagovetaj

je lomljenja (Sl. 9.4 i 9.5) [20].

Makroskopski, ema naprslina koja prati konfiguraciju metalnih komponenti moe bitiprisutna (Sl. 9.6) [20]. Produkti degradacije koji mogu biti pronaeni dublje u masi nego onistvoreni tokom pucanja usled naprezanja, opet su nagovetaji krtih pucanja.

Fenomen nazvan metal-jonsko izazvana oksidacija potvren je u in vitro studijama ukojima je polietarni uretan ostavljan u metal-jonskim rastvorima razliitih standardnihoksidacionih mogunosti. Iznad oksidacionog potencijala od oko +0,77 hemijska degradacija

bila je snana. Ispod te vrednosti oksidacionog potencijala viene su promene u polimerukoje su karakteristika jednostavne plastifikacije (Tabl. 9.4) [20].Ova tehnika je pokazala i da

je metal-jonska oksidacija proporcionalna koncentraciji etra u poliuretanu (Tabl. 9.5) [20].

SLIKA 9.4Prikaz sluajnog obrasca pukotine iane izolacije Peletan 2363-80Auzrokovane metal-jonski indukovanom oksidacijom[20].


12/42

SLIKA 9.5Ravnomerno naprsli zidove nagovetavaju naprsline kao posledicu metal-jonskiuzrokovane oksidacije [20].

SLIKA 9.6Deo pukotine na unutranjem lumenu polietarne uretanske izolacione iceprateeg namotaja kod metal-jonski uzrokovane oksidacije (x100) [20].

Uticaj raznih metala pri oksidaciji in vitro i in vivo takoe je prouavan. Razliitimetalni delovi krajeva provodnika zatopljeni su u polietarnu uretansku (Dow Pellethane2363-80A) olovnu cevicu i potopljeni u 3% hidrogen peroksid temperature 37oC na perioddo 6 meseci ili implantirani u zeeve na period do 2 godine [20]. Obe tehnike rezultovale sukorozijom metala i degradiranjem povrine cevice, u odreenim uslovima, posle 30 dana.In

vivo, interakcije telesnih tenosti sa kobaltom i njegovim legurama, naroito, rezultovalo jeoksidnim pucanjem polimera.


13/42

Metal-jonski izazvan oksidacioni proces oigledno ukljuuje koroziju metalnih delovaputem njihovih jona i kasniju oksidaciju polimera. U radnim napravama, jon metala moe bitiformiran putem vezivanja molekula, galvanske korozije, hemijske ili biohemijske oksidacije[20]. Zauzvrat, ovi joni metala razvijaju oksidacione potencijale koji mogu biti dosta pojaaniu telesnim tenostima, preko njihovih standardnih poluelijskih potencijala. Kao jaki

oksidanti, oni stvaraju meuproizvode ili napadaju polimer ne bi li zapoeli lananu reakciju[20]. Metal-jonski izazvana oksidacija je, zbog toga, rezultat visoko sloenih interakcijanaprava, polimera i tela. Najnovija istraivanja su pokazala da postoji korespodencija izmeuelektronske aktivnosti oksida metala i adhezivnih sila adsorpcije biomaterijala [21].Ako jemetal-jonska oksidacija prisutna u implantiranim napravama, mogue je nekoliko pristupa ukontroli ovog problema. Meutim, oni nisu univerzalno primenljivi, i trebalo bi da budu

primenjeni jedino ako bi funkcionalnost i biokompatibilnost bili sauvani. Potencijalnokorisne tehnike ukljuuju korienje metala otpornih na koroziju, teranje korozivnih jonadalje od prijemivih polimera, izolaciju metala i polimera od rastvora elektrolita, ugradnjuodgovarajuih antioksidanata, kao i korienje polimera otpornih na oksidaciju ako je tomogue.

Razvijeni su poliuretanski elastomeri sa pojaanom stabilnou na oksidaciju. To supodeljeni etri i bez-esterni polimeri sa nekonvencionalnim mekim delovima, koji ukljuujunpr. hidrogenizovani polibutadien, polidimetilsiloksan, polikarbonat i dimerizovane derivatemasnih kiselina. U testovima implatata oni su pokazali smanjenu tendenciju za stvaranje

pukotina usled naprezanja, a neki od njih su pokazali veliki otpor prema metal-jonskojoksidaciji in vitro.

Oksidna degradacija uzrokovana spoljnom sredinom

Pod vrlo ogranienim okolnostima telo moe da odailje elektromagnetno zraenje koje

moe da utie na ispravnost implantiranih polimera.Na primer, ronjaa i beonjaa u oku, kao i povrinski slojevi koe, proputaju

dugotalasno (320-400 nm) UV zraenje, ija apsorpcija uzrokuje eksitaciju elektrona kojamoe dovesti do foto-oksidne degradacije. Ovaj proces je nagoveten u lomu polipropilenskihkomponenti onih soiva. Fotokatalitika degradacija raznih organskih sastojaka u TiO2-nanoporoznim film elektrodama potvrena je najnovijim istraivanjima [22].

U maksilofacijalnim egzo- i, vrlo verovatno, endo-protezama, elastomeri mogu podnetineeljene promene u boji i fizikim karakteristikama, kao posledica izloenosti prirodnomzraenju suneve svetlosti. Antioksidi i UV apsorberi obezbeuju ogranienu zatituaromatinih polietara ili poliesternih uretana [20].

Polimeri koji se paljivo biraju za upotrebu u implantiranim ureajima uglavnomefektivno slue u svom predvienom veku trajanja, ako su pravilno obraeni i ako su odnosinaprava-materijal-domain odgovarajue podeeni. U odreenim okolnostima, deavaju se inenamerne hidrolizne ili oksidne degradacije. Ovo moe biti uzrokovano putem direktnognapada od strane domaina ili preko posredne naprave ili spoljanje sredine. Za podlone

polimerima, treba da budu preduzete zatitne mere radi obezbeivanja produene efikanosti,iako e novi, biodegradacijski otporni polimeri, koji su na vidiku, zahtevati manji stepenzatite. Znanja o biodegradacionim mehanizmima i praktian rad na protivmerama pospeiestalni rast u korienju polimera kao implantabilnih biomaterijala.


14/42

TABELA 9.4 Efekti metal-jonskog oksidacionog potencijala na osobinama Polietaruretana(Pellethane 2363-80A)*[20].

Vodeni rastvoriStandardni okidacioni

potencijaliPromene u snazi

istezanja (%)Promene u izduenju

PtCl2 Ca +1.2 -87 -77

AgNO3 +0.799 -54 -42FeCl3 +0.771 -79 -10Cu2Cl2 +0.521 -6 +11Cu2(OAc)2 +0.153 -11 +22

Ni(OAc)2 -0.250 -5 +13Co(OAc)2 -2.277 +1 +13

*Uslovi: 0.1 M rastvori/90C/35 dana nasuprot starosnih kontrola u dejonizovanoj vodi, ASTM (D-1708)mikroistegljivih uzoraka; uzorci su testirani mokri.

TABELA 9.5 Efekti etarnog sadraja polietarnih uretana na prijemivost metal-jon izazvane

oksidacije*[20].Polieteruretani Polieterni sadraj

Promene u snaziistezanja (%)

Promene u izduenju

Pellethane 2363-80A Visok -54 -42Pellethane 2363-55D Nizak -23 -10Model podeljenog

poliuretanaNema +9 +3

*Uslovi: 0.1 M AgNO3/90C/35 dana nasuprot starosnih kontrola u dejonizovanoj vodi, ASTM (D-1708)mikroistegljivih uzoraka.

9.2 RAZGRAUJUI UTICAJ BIOLOKE SREDINE NA METALE I KERAMIKU

Okolina kojoj su biomaterijali izloeni tokom duge upotrebe (unutranjosti tela), moese opisati kao vodeni medijum koji sadri razliite anjone, katjone, organske supstance irazloeni kiseonik. Anjoni su uglavnom joni Cl-, PO-34, i HCO

-3. Primarni katjoni su Na

+, K+,Ca2+, i Mg2+, ali sa manjim koliinama mnogih drugih. Meu organskim supstancama nalazese i vrste sa niskom molekulskom teinom, kao i polimerna jedinjenja sa relativno velikommolekulskom teinom. pH vrednost ovog zatvorenog sistema je 7,35-7,45, a temperatura jekonstantna, oko 36-37 oC [16,17].

Na osnovu postojeih saznanja o stabilnosti materijala u razliitim sredinama, moemo

predvideti da bi metali, kao generika grupa, trebalo da budu relativno podloni koroziji uovoj biolokoj sredini, dok bi podlonost keramike trebalo da varira, zavisno odrastvorljivosti. Ovo se poklapa sa eksperimentalnim opaanjima i klinikim iskustvom, poto

je poznato da svi osim metala koji su najotporniji na koroziju trpe znaajan i razarajui napadodbrane domaina tokom produene implantacije. ak i najplemenitiji metali i oni koji sunajjae pasivizirani (tj. prirodno zatieni sopstvenim slojem oksida) ipak pokazuju odreenistepen interakcije.

Postoje odreene vrste keramike koje imaju kombinaciju delimino jonskih i deliminokovalentnih veza, koje su dovoljno stabilne da se odupru razgradnji unutar ove sredine, poputiste jednostavne oksidne keramike, i druge kod kojih se odreene veze lako raskidaju uvodenom rastvoru tako da se materijal razloi, kao kod odreenih kalcijumovih fosfata.


15/42

Izbor materijala nije samo pitanje stabilnosti, jer mehanika i fizika svojstva mogu bitiod velikog znaaja. Meutim, poto je korozija povrinski fenomen, mogue je optimizovatiotpornost na koroziju praenjem ili tretmanom povrine, umesto manipulacijom masenehemije. Ovo prua mogunost za razvijanje dovoljne otpornosti na koroziju kod materijala saodlinim ukupnim mehanikim i fizikim svojstvima. Zato se plemeniti metali poput Au i Pt

retko koriste za strukturne primene (pored stomatolokih) zbog svojih inferiornih mehanikihsvojstava, iako imaju odlinu otpornost na koroziju; umesto njih, legure osnovnih metala sa

pasiviziranim ili zatienim povrinama nude bolja ukupna svojstva.

Mehanike naprave se ne koriste obavezno u uslovima u kojima nema mehanikihoptereenja, a veina od onih koji koriste metale ili keramiku strukturno su jaki. Dobro je

poznato da mehaniko optereenje igra veoma vanu ulogu u procesima korozije irazgraivanja, time to pojaava postojee efekte i pokree nove, to se mora uzeti u obzir.

Ne moe se oekivati da e bioloka sredina biti konstantna. Unutar ukupnihkarakteristika koje su ranije opisane postoje varijacije (u odnosu na vreme, lokaciju,aktivnost, zdravstveni status, itd.) u nivoima O2, dostupnosti slobodnih radikala i elijske

aktivnosti, koje sve mogu uzrokovati varijacije u korozivnoj prirodi sredine. to jenajvanije, korozija nije obavezno progresivna homogena reakcija sa nultom kinetikom.Procesi korozije mogu biti u stanju mirovanja pa potom postati aktivni, ili mogu biti aktivni a

potom postati pasivni i lokalizovani, sa prolaznim kolebanjima u uslovima koji igraju ulogu uovim varijacijama.

Efekti korozije i razgraivanja mogu biti dvostruki. Prvi, i u konvencionalnommetalurkom smislu najoigledniji problem moe dovesti do gubitka strukturnog integritetamaterijala, zapremine i funkcije. To moe biti neeljeno kao u sluaju mnogih dugoronih

proteza, ili eljeno kao kod naprava zamiljenih za kratkoronu funkciju (npr. keramike zasisteme isputanja lekova) ili tamo gde se materijal tokom prosesa razgraivanja zamenjuje

tkivom kao kod keramikih zamena za kosti. Meutim, pored ovoga, i to je obino mnogovanije kod biomaterijala, kada dou u kontakt sa tkivom proizvodi korozije ili degradacijemogu imati znaajan kontrolni efekat na to tkivo. Verovatno je proces korozije najvaniji

posredni odgovor tkiva na materijale, ije bi proizvode reakcije i brzinu njihovog stvaranjabilo poeljno znati.

9.2.1 Korozija metala

Osnovni principi

Najbitniji oblik korozije vezan za metalne biomaterijale jeste vodena korozija. Do njedolazi kada se na metalnoj povrini u vodenom elektrolitu odvijaju elektrohemijske reakcije.Uvek dolazi do dve reakcije: anodna reakcija, kojom se dobijaju joni metala, npr.oksidacijom metala do njegove soli:

M M (n+) + n (elektrona) (9.1)

i katodna reakcija, u kojoj se troe elektroni koji su dobijeni prethodnom reakcijom. Tanakatodna reakcija e zavisiti od prirode elektrolita, ali dve najvanije reakcije u vodenimsredinama jesu redukcija vodonika:

2 H

+

+ 2e

-

H2 (9.2)


16/42

i redukcija rastvorenog kiseonika:

O2+ 4H+ + 4e-2H2O (9.3)

u kiselim rastvorima ili:

O2+2H2O + 4e-4OH- (9.4)

u neutralnim ili baznim rastvorima [23].

U svim korozivnim procesima, brzina anodne ili reakcije oksidacije mora biti jednakabrzini katodne ili reakcije redukcije. Ovo je osnovni princip elektrohemijske korozije metala.On takoe objanjava kako varijacije u lokalnoj sredini, bilo uticajem na anodnu ili katodnureakciju, mogu uticati na ukupnu brzinu korozije. Ukupan proces korozije moe se zaustavitispreavanjem bilo koje od ovih reakcija.

Sa take gledita termodinamike, razmotrimo prvo anodnu razgradnju istog metala

izolovanog u rastvoru svoje soli. Metal se sastoji od pozitivnih jona blisko okruenihslobodnim elektronima. Kada se metal stavi u rastvor, doi e do ukupnog razlaganjametalnih jona, jer je Gibsova slobodna energija (G) za reakciju razlaganja manja od one zareakciju zamene. Tako metal dobija ukupno negativno naelektrisanje, ime se pozitivnim

jonima oteava naputanje povrine i poveava G za reakciju razlaganja. Doi e se dotake na kojoj e Gza reakciju razlaganja biti jednaka Gza reakciju zamene. U toj takidolazi do dinamike ravnotee, kao i do razlike u potencijalima du naelektrisanog duplogomotaa koji okruuje metal. Razlika u potencijalima e biti karakteristina za odreenimetal i moe se meriti u odnosu na standardnu referentnu elektrodu. Kada se to uini uodnosu na standardnu vodoninu elektrodu u 1 N rastvoru njegove soli na 25 oC, ona sedefinie kao standardni potencijal elektrode za dati metal (Tabl. 9.6) [23].

Poloaj metala u elektrohemijskom nizu prvenstveno pokazuje redosled kojim metaliizmetaju jedan drugog u jedinjenjima, ali predstavlja i opti vodi kroz reaktivnost uvodenim rastvorima. Oni na vrhu su plemeniti, relativno nereaktivni metali, dok su oni nadnu reaktivniji. Ovo je prva smernica ka otpornosti na koroziju, ali, kao to e se videti,

postoje velike potekoe vezane za upotrebu i interpretaciju reakcija iz ove jednostavneanalize.

Sada pogledajmo primer sistema u kom se metal nalazi u vodenom rastvoru koji nesadri njegove jone. U ovoj situaciji, potencijal elektrode u ravnotei (npr. kada je brzinaanodne reakcije jednaka brzini katodne reakcije) bie pomaknut od standardnog potencijalaelektrode i moe se definisati Nerstovom jednainom:

E = E0+ (RT / nFln(aanode/akatode) (9.5)

gde je E0 standardni potencijal elektrode, RT/F konstanta, n broj prenesenih elektrona i aaktivnost anodnih i katodnih reaktanata. Pri malim koncentracijama, aktivnost moe biti

priblina koncentraciji. U takvoj situaciji, postoji ukupno razlaganje metala i doi e dostrujanja. Pri ravnotei, brzina razlaganja metala jednaka je brzini katodne reakcije, a brzinareakcije je direktno proporcionalna gustini struje po Faradejevom zakonu; prema tome:

ianodna= ikatodna= ikorozija (9.6)

pa se Nerstova jednaina moe izmenitiE - E0= Bln(ikorozije /i0) (9.7)


17/42

gde je B konstanta, a i0 gustina struje razmene, koja je definisana kao gustina anodne (ilikatodne) struje na standardnom potencijalu elektrode. Gustina struje je struja merena uamperima, normalizovana na povrinski prostor metala.

TABELA 9.6Elektrohemijski niz[23]

Metal Potencijal (V)

Zlato 1.43Platina 1.20iva 0.80Srebro 0.79Bakar 0.34Vodonik 0.00Olovo -0.13Kalaj -0.14

Molibden -020Nikl -0.25Kobalt -0.28Kadmijum -0.40Gvoe -0.44Hrom -0.73Cink -0.76Aluminijum -1.33Titan -1.63Magnezijum -2.03

Natrijum -2.71Litijum -3.05

Ovi uslovi predstavljaju pogodne modele za mehanizme korozije, ali nisu mnogo realni.U ovoj situaciji sa homogenim istim metalom koji postoji unutar nepromenljive sredine,dostie se ravnotea u kojoj vie ne dolazi do daljih pomeranja jona. Znai, proces korozije seodvija samo prolazno, ali efektivno prestaje kada se dostigne ova ravnotea. U stvarnostiobino nemamo ni potpuno homogene povrine ni rastvore, niti potpunu izolaciju metala odostalih delova sredine, i ova ravnotea se lako naruava. Ukoliko doe do uslova u kojima jeravnotea promenjena, metal je polarizovan. Postoji nekoliko naina na koje moe doi doovoga. Dva glavna faktora kontroliu ponaanje metala u ovom pogledu i odreuju koliinurealne korozije. Prvi se tie pokretake sile trajne korozije (npr. razloga zbog kojih jeravnotea naruena i prirode polarizacije), dok se drugi tie sposobnosti metala da odgovorina tu pokretaku silu. Oigledno je da e, ako se nagomilavajui pozitivni joni metala uokolnim medijima ili nagomilavajui elektroni u metalu uklone, neto ravnotea izmeurazlaganja i zamene jona biti poremeena. Ravnotea se uspostavlja ba zbog razlike unaponima, pa ako se drugi narui, naruie se i prvi. Rezultat e biti trajno razlaganje, doksistem pokuava da dostigne ravnoteu drugim reima, odrava se korozija. Elektronskiodvodni kanal u kontaktu sa metalnim ili dinamikim medijumum e ovo postii.

Proces galvanske korozije se moe koristiti za demonstraciju ovog efekta. Uzmimo zaprimer jedan homogeni isti metal A koji postoji unutar elektrolita (Sl. 9.7) [23]. Metal erazviti sopstveni potencijal, VA, u odnosu na elektrolit. Ukoliko se u isti elektrolit ubacirazliita metalna elektroda, B, koja nije u kontaktu sa A, ona e razviti sopstveni potencijal,

VB. Ukoliko VA nije jednako VB, doi e do razlike u brojevima prekomernih slobodnihelektrona u svakom od njih. To nee imati nikakvog efekta ukoliko su A i B izolovani jedan


18/42

od drugog, ali ako dou u elektrini kontakt, elektroni e se kretati od metala sa veimpotencijalom u pokuaju da izjednae potencijale dve elektrode. Time e ravnotea bitinaruena, i uzrokovae trajnu i ubrzanu koroziju aktivnijeg metala (anodno razlaganje) i tititimanje aktivan (katodna zatita).

Do galvanske korozije moe doi kad god se dva razliita metala stave u kontakt saelektrolitom. To se esto vidi kod sloenih hirurkih implantata sa vie komponenti. Da bi dotoga dolo, nije neophodno da komponente budu makroskopske, monolitne elektrode, i istiefekat se moe videti kada unutar jedne legure imamo razliite mikrostrukturne odlike. U

praksi, regionalne varijacije u potencijalu elektrode na povrini legure odgovorne su zanajvei deo ukupne korozije povrine do koje dolazi u metalnim komponentama.

Mnoge od esto korienih hirurkih legura sadre visoko reaktivne metale (npr. one savisokim potencijalima negativne elektrode), kakvi su Ti, Al, i Cr. Zbog te visoke reaktivnosti,oni apsorbuju O2 pri poetnoj izloenosti atmosferi. Ova poetna faza oksidacije ostavljaneprobojan sloj oksida vrsto spojen sa povrinom metala. Svi ostali oblici korozije mogu bitizaustavljeni, jer se sloj oksida ponaa kao zatitna barijera, koja pasivizira metal. Ipak,

mogue je vetaki pojaati sloj oksida kako bi se dobila bolja otpornost na koroziju.

SLIKA 9.7 Kada se stvori elektrini kontakt izmeu elektroda A i B, elektroda B seponaa kao odvodni kanal za elektrone, time ruei ravnoteu i uzrokujui kontinualno

razlaganje elektrode A[23].


19/42

Saeto, osnovni principi korozije odreuju tri glavne stavke. Prvo, teoretski, otpornostna koroziju moe se predvideti pomou standardnih potencijala elektroda. To objanjava

plemenitost odreenih metala i znatnu reaktivnost drugih, ali nije korisno za predvianjepojave korozije veine sistema legura u praksi. Drugo, nezavisno od standardnih potencijalaelektroda, otpornost na koroziju koju imaju mnogi metali odreuje njihova sposobnost da se

pasiviziraju slojem oksida koji titi metal to ga prekriva. Tree, na procese korozije u praksiutiu varijacije u mikrostrukturnim odlikama povrine i u okolini koja ometa ravnoteu

prenosa naelektrisanja.

9.2.2 Uticaj bioloke sredine na koroziju metala

Normalno bi bilo pretpostaviti da prisustvo biolokih makromolekula nee uzrokovatipotpuno nov mehanizam korozije. Ipak, oni mogu uticati na brzinu korozije tako to e naneki nain ometati anodne ili katodne reakcije o kojima je bilo rei. Postoje etiri naina nakoja moe doi do toga [23]. Prvo, bioloki molekuli mogu da narue ravnoteu reakcijakorozije troenjem jednog od proizvoda anodne ili katodne reakcije. Na primer, proteini se

mogu vezati za jone metala i odneti ih dalje od povrine implantata. Time e ravnotea dunaelektrisanog duplog sloja biti naruena, i bie omogueno dalje razlaganje metala, odnosnotime e se smanjiti G za reakciju razlaganja. Drugo, stabilnost oksidnog sloja zavisi od

potencijala elektrode i pH vrednosti rastvora. Proteini esto imaju uloge prenoenja elektrona,i time mogu da utiu na potencijal elektrode, a bakterije mogu izmeniti pH vrednost lokalnesredine stvaranjem kiselih metabolita. Tree, stabilnost oksidnog sloja takoe zavisi oddostupnosti O2. Adsorpcija proteina na povrinu materijala moe da ogranii irenje O2 kaodreenim regionima povrine. To moe uzrokovati prethodnu koroziju regiona koji nemajudovoljno O2i dovesti do razgradnje pasivnog sloja. etvrto, katodna reakcija esto rezultujeformiranjem H2, kao to je ve reeno. U zatvorenoj sredini, nagomilavanje H2 najeespreava katodnu reakciju i time ograniava proces korozije. Ako se H2 eliminie, aktivnakorozija se moe nastaviti. Bakterije u blizini implantata mogu iskoristiti H2 i tako igratikljunu ulogu u procesu korozije [24].

Postoji dovoljno dokaza u korist pretpostavke prema kojoj prisustvo proteina moeuticati na brzinu korozije nekih metala. Analiza koliine korozije kroz gubitak teine ilihemijska analiza elektrolita pokazale su znaajne efekte prisustva relativno malihkoncentracija proteina. Ovi efekti su varirali od poveanja od nekoliko puta za neke metale

pod odreenim, pa do lakog smanjenja pod drugim okonostima.

Proteini se adsorbuju na metalne povrine i adsorbirana koliina se razlikuje za razliitemetale, ali metali se i vezuju za proteine, i transportuju dalje od lokalnog regiona kaokompleks protein-metal i sistemski ire po telu. Prema tome, verovatno je da e proteiniuticati na reakcije korozije do kojih dolazi po implantiranju metala, iako trenutno nemadirektnih dokaza koji objanjavaju mehanizam te interakcije [25].

9.2.3 Korozija i kontrola korozije metala u biolokoj sredini

Potreba za svoenjem korozije na minimum jeste najvei faktor u izboru metala i leguraza korienje u telu. Usvojena su dva opta pristupa.

Prvi pristup ukljuuje upotrebu plemenitih metala, odnosno onih metala i njihovihlegura za koje elektrohemijska svojstva pokazuju odlinu otpornost na koroziju. Primeri ovihmetala su Au, Ag i grupa platinastih metala. Zbog cene i relativno loih mehanikih

svojstava, oni se ne koriste za velike strukturne primene, mada je potrebno napomenuti da su


20/42

Au i njegove legure u irokoj primeni u stomatologiji; Ag se ponekad koristi zbog svojihantibakterijskih svojstava; a grupa platinastih metala (Pt, Pd, Ir, Rh) koristi se u elektrodama.

Drugi pristup ukljuuje upotrebu pasiviziranih metala. Od veoma pasiviziranihelemenata (Al, Cr, Ti), Al se ne moe koristiti u biomedicinske svrhe zbog problematoksinosti. Cr je veoma efikasno zatien, ali se ne moe koristiti u velikim koliinama.Meutim, on je u irokoj primeni u legurama, posebno u nerajuem eliku i legurama na

bazi Co-Cr, gde se obino smatra da nivo iznad 12% daje dobru otpornost na koroziju, a oko18% odlinu [23]. Ti je u ovom pogledu najbolji; koristi se kao ist metal ili kao glavnisastojak legura.

Iako su ovi metali i legure izabrani zbog svoje otpornosti na koroziju, do korozije eipak doi kada se implantiraju u telo. Dve bitne injenice se moraju imati u vidu.

Prvo, bilo da su plemeniti ili pasivirani, svi metali trpe postepeno uklanjanje jona sapovrine, uglavnom zbog lokalnih i vremenskih varijacija u mikrostrukturi i okolini. To nemora obavezno biti trajno, i brzina se vremenom moe poveavati i smanjivati, ali metalni

joni e biti isputani u okolinu. Ovo je posebno bitno kod biomaterijala, jer je ba efekat ovihpotencijalno toksinih ili tetnih jona najvanija posledica njihove upotrebe. ak i kod jakopasiviranih materijala, postojae konani nivo difuzije jona kroz oksidni sloj, a mogue irazlaganje samog sloja. Dobro je poznato da se Ti iz Ti-implantata postepeno isputa uokolno tkivo. Drugo, neki specifini mehanizmi korozije mogu se nadgraditi na ovo opte

ponaanje.

Takasta korozija

Nerajui elik koji se koristi u ureajima za implantiranje se pasivizira hrom-oksidomkoji se formira na povrini. Meutim, pokazalo se da u sredini sa fiziolokim rastvorom

pokretaka sila za ponovnu pasivizaciju povrine nije visoka. Prema tome, ukoliko se pasivnisloj razloi, povrina se nee ponovo pasivizirati i moe doi do aktivne korozije.

Do lokalizovane korozije moe doi kao rezultat nesavrenosti u oksidnom sloju, imese dobijaju male oblasti na kojima se zatitni sloj uklanja. Ove lokalizovane take aktivno ekorodirati i na povrini materijala e se pojaviti rupe. To moe dovesti do velikog stepenalokalizovanog oteenja, jer e te male povrine sa aktivnom korozijom postati anoda, a cela

preostala povrina katoda. Poto brzina anodne i katodne reakcije mora biti jednaka, sledi dae mala oblast na povrini uzrokovati relativno veliku koliinu razlaganja metala, i doi e doformiranja velikih rupa (Sl. 9.8) [23].

Pukotinska korozija

Na oblast izmeu matice rafa za kost i udubljenja ploice za privrivanje moe seuticati i uslovima u pukotini koju stvara geometrija (Sl. 9.9) [23].

Ubrzana korozija moe poeti u pukotini ogranienim rasipanjem kiseonika u pukotinu.Na poetku, do anodne i katodne reakcije dolazi uniformno preko povrine, ukljuujui iunutranjost pukotine. Kako kiseonik nestaje iz pukotine, reakcija se ograniava na metalnuoksidaciju koja je u ravnotei sa katodnom reakcijom na ostatku povrine. U vodenomrastvoru NaCl, nagomilavanje metalnih jona unutar pukotine uzrokuje priliv jona hloridakako bi se izbalansirao napon formiranjem hlorida metala. U prisustvu vode, hlorid e serazloiti na svoj nerastvorljivi hidroksid i kiselinu. Ovo je proces koji se mnogo ubrzava,

poto smanjenje pH vrednosti uzrokuje dalju oksidaciju metala.


21/42

SLIKA 9.8Nagrieni metalografski mikrograf pokazuje takastu koroziju nerajueg elika [23].

SLIKA 9.9 Pukotine pri koroziji u navojnim otvorima u ploici za privrivanje[23].


22/42

Intergranularna korozija

Kao to je ve pomenuto, nerajui elik se oslanja na formiranje oksida hroma zapasiviziranje povrine. Ukoliko neke oblasti na leguri osiromae hromom, to se moe desitiukoliko se karbidi formiraju na granicama kristala, regioni susedni granicama e osiromaiti

hromom. Pasivnost povrine je u tim regionima ugroena i moe doi do preferencijalnekorozije (Sl. 9.10) [23]. Mada se ovaj problem moe lako prevazii tretiranjem leguratoplotom, ipak je primeen na izvaenim implantatima i moe uzrokovati velike probleme jere, kada zapone, ova korozija brzo nastavljati i moe uzrokovati frakture na implantatu iispustiti velike koliine proizvoda korozije u tkivo.

SLIKA 9.10Intergranularna korozija na nagrienom uzorku nerajueg elika[23].

Stres korozivno lomljenje

Stresna korozija je prikriveni oblik korozije, jer primenjeno optereenje (pritisak) ikorozivna sredina mogu raditi zajedno i uzrokovati potpuno zatajivanje naprave, kada ni

optereenje ni sredina ne bi predstavljali problem sami za sebe [26]. Nivo optereenja moebiti veoma mali, moda ak i samo u tragovima, a korozija moe zapoeti na mikroskopskomvrhu pukotine ija se ponovna pasivizacija ne izvri brzo. Moe doi do inkrementalnog rasta

pukotine, to moe uzrokovati frakturu implantata. Industrijske primene nerajueg elika uslanim sredinama pokazale su prijemivost na naponsku koroziju, koja prema tome

predstavlja potencijalni uzrok zatajivanja implantiranih ureaja.

Galvanska korozija

Ukoliko se dva metala nezavisno stave u isti rastvor, svaki od njih e uspostavitisopstveni potencijal elektrode u odnosu na rastvor. Ukoliko ta dva metala dou u elektrini

kontakt, izmeu njih e biti uspostavljena razlika potencijala, a elektroni e prelaziti sametala koji je vie anodan na metal koji je vie katodan. Time e ravnotea biti naruena i


23/42

doi e do trajnog procesa razlaganja metala koji je vie anodan. Ovaj ubrzani proceskorozije je galvanska korozija. Veoma je vana ukoliko se u implantatu koriste dve razliitelegure od koje reaktivnija moe da korodira.

Kad god se nerajui elik koristi u paru sa nekom drugom legurom, on e pretrpetigalvansku koroziju. Ukoliko obe legure ostanu unutar svojih pasivnih regiona prilikomovakve upotrebe, dodatna korozija moe biti minimalna. Neki modularni ortopedski sistemi

prave se od legura Ti i legura na bazi Co zbog toga to bi obe trebalo da ostanu pasivne. Dogalvanske korozije moe doi i na mikroskopskoj razmeri u multifaznim legurama u kojimafaze imaju znaajno razliitu elektronegativnost.

9.2.4 Keramika razgradnja

Brzina razgradnje keramike u telu moe znaajno varirati u odnosu na metale zbog togato keramika moe biti ili veoma otporna na koroziju ili vrlo rastvorljiva. Uopteno gledano,trebalo bi oekivati da se vidi znaajna otpornost na koroziju kod keramike i stakla [27].

Poto se proces korozije kod metala sastoji od konverzije metala u keramiku strukturu (npr.metala u metalni oksid, hidroksid, hlorid, itd.) onda keramika struktura predstavlja stanjemanje energije u kome bi trebalo da ima manje pokretake sile za dalju strukturnurazgradnju. Meuatomske veze u keramici, poto su uglavnom jonske, ali deliminokovalentne, predstavljaju jake usmerene veze i za njihovo prekidanje potrebna je velikakoliina energije. Kao to metalurzi znaju, potrebno je mnogo energije za vaenje metala Aliz rude Al2O3, ali kao to smo videli, obrnut proces se lako odvija povrinskom oksidacijom.Prema tome, trebalo bi oekivati da e keramika, poput Al2O3, TiO2, SiO2, i TiN biti stabilna

pod normalnim uslovima. To se uoava i u klinikoj praksi. Postoje ogranieni dokazi kojipokazuju da se neke od ovih keramika (npr. polikristalni Al2O3) pokazuju fenomenstarenja, sa redukcijama u nekim od mehanikih svojstava, ali znaaj nije jasan [23].

Osim toga, postoje mnoge keramike strukture koje e se, iako su na vazduhu stabilne,u vodenim sredinama razloiti. Ovo se lako pokazuje razmatranjem klasine potpuno jonskekeramike strukture NaCl i njegovog razlaganja u vodi. Prema tome, mogue je, na osnovuhemijske strukture, identifikovati keramiku koja e se razloiti ili razgraditi u telu, i postojimogunosti za proizvodnju strukturnih materijala sa kontrolisanom degradacijom.

Poto svaki materijal koji se razgrauje u telu oslobaa svoje inioce u tkivo, neophodnoje izabrati anjone i katjone koji se trenutno i bezopasno uklapaju u metabolike procese, gdese koriste ili eliminiu. Zbog toga se primarno koriste jedinjenja natrijuma, i posebnokalcijuma, ukljuujui i kalcijumove fosfate i karbonate.

Razgradnja ovakvih jedinjenja zavisi od hemijskog sastava i mikrostrukture. Tako npr.trikalcijum fosfat [Ca3(PO4)2] prilino se brzo razgrauje, dok je kalcijum hidroksiapatit[Ca10(PO4)6(OH)2] relativno stabilan. Meutim, u okviru ovog opteg ponaanja, poroznoste uticati na brzinu, tako da e se potpuno gust metal polako razgraivati, dok emikroporozni materijal biti podloniji broj razgradnji.

Uopteno gledano, brzina razlaganja u ovim keramikim materijalima in vivomoe sepredvideti prema ponaanju u jednostavnom vodenom rastvoru. Meutim, u telu e postojatiodreene male razlike, posebno sa varijacijama u brzini razgradnje koja se moe uoiti narazliitim mestima implantacije. Mogue da je i elijska aktivnost, bilo fagocitozom iliisputanjem slobodnih radikala, odgovorna za te varijacije [27].

Izmeu ekstrema stabilnosti i namerne degradacije stoji mala grupa materijala kod kojihmoe postojati ograniena aktivnost. To se posebno moe videti kod odreenih vrsta stakala i


24/42


25/42

metala u prisustvu agresivne sredine koja uzrokuje koroziju, ne postoji granica optereenja(granica izdrljivosti) ispod koje pucanje izazvano korozijom nee nastupiti [28].

Mikrobioloka korozija

Mikrooorganizmi mogu uticati na koroziju nekih metala veim brojem mehanizama, odkojih se veina pojaava prisustvom mehanikih optereenja. Oni mogu izmeniti pH vrednosti sadraj O2 u lokalnoj sredini, oslobaati korozivne metabolike proizvode i uzrokovatifenomene depolarizacije [24]. Thiobacillus, rod bakterija koje oksidiraju S2, proizvodekiseline, ukljuujui H2SO4. Same bakterije lako podnose jako kisele uslove, pa mogu dakolonizuju oblast koja sadri S2i uzrokuju pojaanu koroziju metala u blizini [28]. I gljivinimikroorganizmi Clad osporium resinae naseljavaju rezervoare sa gorivom u letelicama,

proizvodei gradijente koncentracije O2uzrokujui koroziju [28]. Bakterija koja redukuje S2,De sulphovibro, koristi H2 u redukciji sulfata [28]. Ukoliko je katodna reakcija korozijereakcija redukcije H2, korienje H2 moe da uzrokuje katodnu depolarizaciju i omoguinastavak korozije. Mada se ovo ne smatra znaajnim za medicinske ureaje koji se

implantiraju, na neke stomatoloke implantate mogu uticati fenomeni mikrobioloke korozije.

Optereenjem uveana degradacija i korozija

Cilj razvoja svakog novog biomaterijala, kao to su Ti-Au legura [29] ili druge Tilegure [30], jeste vea otpornost na koroziju, bolja biokompatibilnost, manja citotoksinost,kao i bolja mehanika svojstva u odnosu na komercijalno isti elemenat i njegova jedinjenja.Optereenje dovodi materijal u stanje visoke energije i olakava njegovu razgradnju ikoroziju. Ovo vai za metale, polimere i keramiku. Materijal u neposrednoj blizini praznina,zona klizanja, dislokacija i granica kristala u metalima moe trpeti vee optereenje nego

homogeni materijal unutar kristala. Ukoliko se primerci metala nagrizu, metal se primarnonagriza sa podruja vee energije oko ovih nesavrenosti, ime se prave rupe koje se moguvizuelno uoiti. Pod optereenjem, odreene dislokacije se pomeraju. Ukoliko se upotrebi nizoptereenja i nagrizanja, kretanje dislokacija moe biti praeno rezultujuim sekvencijalnimrupama formiranim na mestima dislokacija koje su nastale kao posledica nagrizanja [28]. Ovavrsta fenomena je takoe verovatno povezana sa pucanjem uzrokovanim optereenjemsredine koji se moe videti na polimerima. Ukoliko keramiki materijal sadri i amorfne istaklaste regione, kao i kristalaste regione ili usaene kristalite, energija favorizuje razlaganjeamorfnih regiona u odnosu na kristalaste regione [28].

Istraivanja su pokazala da efekat tri biokeramike u CaO-SiO(2)-MgO sistemima imarazliito ponaanje u odnosu na in vitrodegradaciju, bioaktivnost, i citokompatibilnost [31].

Degradacija je procenjivana kroz aktivacionu energiju oslobaanja Si jona iz keramika injihovog gubitka teine u Tris-HCl puferima. Bioaktivnost keramika in vitro je merena

pomou analize sposobnosti formiranja apatita u simuliranoj telesnoj tenosti.Citokompatibilnost je ocenjivana kroz morfologiju i proliferaciju osteoblasta. Rezultati su

pokazali da se aktivaciona energija Si jona rairila i umnoila na tri keramika diska, aelijska proliferacija na diopsidu je postala mnogo oiglednija nego na dva ostala keramikadiska.

Efekti metalne korozije

Pored oiglednog gubitka mehanike snage implantata uzrokovanog korozijom,proizvodi korozije mogu imati i razne druge patofizioloke efekte. Preosetljivost na metale i


26/42

alergijske reakcije na proizvode metalne korozije i otpatke od habanja razlog su zazabrinutost, posebno kod metala koji sadre Ni i Cr [32]. Kada doe do alergijskih reakcija,one mogu dovesti do lokalizovanih problema ili do sistematskih, poput dermatitisa. Oba ova

problema obino zahtevaju uklanjanje implantata. Takoe je izraena zabrinutost dalokalizovano isputanje odreenim metalnih jona (Cr, Ni, Co) i njihovih legura moe

prouzrokovati maligni tumor [33,34]. Relativno mali broj sluajeva raka otkrivenih u vezi sametalnim implantatima u poreenju sa velikim brojem samih implanata koji stoje ugraenitokom dueg vremenskog perioda ukazuje na to da je ovaj efekat, ipak, mali. Metalnakorozija i delovi otpadaka od habanja mogu pre uzrokovati druge nespecifine efekte.

9.3.2 Polimeri

Postoji nekoliko naina na koje bioloka sredina poveava brzinu mehanike razgradnjepolimera. Meu njima su pojaano habanje, oticanje, natapanje, ispucalost glazure poduticajem optereenja okoline, te mehaniki efekti na kompatibilnost i kalcifikaciju krvi [28].

Pojaano habanje u biolokim sredinama

Uopteno gledano, trenje se smanjuje, ali se habanje moe pojaati kod mokrogklizajueg habanja u odnosu na suvo klizajue habanje za nepopunjene polimere [28]. Obimhabanja se, takoe, poveava u kompozitnim materijalima od ugljeninih vlakana i onimakoji su ojaani staklom, u odnosu na nepopunjene polimere. Prisustvo tenosti moe trenutnoukloniti odpatke od habanja, ime e pojaati efekat seenja/brazdanja/pucanja abrazivnihestica na polimeru ili kompozitnom materijalu polimera [28]. U fiziolokoj sredini, esticemetala, keramike ili polimera koje se odvoje habanjem mogu se zaglaviti izmeu dve

pokretne povrine, ime se uzrokuje habanje izmeu tri tela koje obino uzrokuje znatno veehabanje od habanja izmeu dva tela. Drugi mehanizmi za pojaano in vivo habanje jesu:

pucanje pod uticajem optereenja okoline, degradacija polimera, mikrostrukturni nedostaci irastapanje.

Savremene studije habanja ukazuju da su na njega najotporniji hibridni biokompoziti saboljom kombinacijom fizikih svojstava (standard, vrstina), kao i malim trenjem i velikomotpornou prema habanju [35]. Meutim, mnogo vei problem je isputanje estica otpadakaod habanja.

Stvaranje tih otpadaka jeste vaan faktor, i zbog potencijala da otpaci od habanjadospeju u udaljene organe, pogotovo limfne lezde u kojima akumulacija makrofaga kojesadre estice uzrokuje hronini limfadenitis zbog lokalnih fiziolokih reakcija, kakve suzapaljenja, cititoksine i osteolitine reakcije [14,25].

Velike koliine mikronskih i submikronskih otpadaka od habanja veine materijala,uzrokuju nespecifinu osteolizu lokalne kosti [36]. Jedan od glavnih uzroka zatajivanjavetakih kukova jeste poputanje spoja izmeu korena kuka i delimino resorbovane okolnekosti, to uzrokuje bol i ini zamenu kuka neophodnom. Ponekad moe doi do pucanja butnekosti oslabljene osteolizom pod jakim optereenjem, kada je neophodna zamena.

Prema tome, bitan kriterijum za izbor materijala za medicinske implantate je koliina,veliina, oblik i sastav otpadaka od habanja, koji se mogu ispustiti in vivo.


27/42

Mehaniki kvarovi nastali usled nabreknutosti i kvaenja

U biolokoj sredini, polimeri apsorbuju komponente i iz okolne sredine i isputajukomponente iz polimera u okolinu. Apsorpcija hemikalija moe dovesti do fizikih promenau obliku naprave, dovodei do kvara razliitim mehanizmima. U in vivouslovima, kvaenje

plastifikatora, stabilizatora, antioksidanata, pigmenata, lubrikanata, punioca, zaostalihmonomera, katalizatora polimerizacije i drugih hemijskih dodataka iz plastike ili gume,menjaju svojstva polimera i uzrokuju lokalne ili sistemske toksikoloke probleme [37].

Ispucalost, stvaranje pukotina i kidanje polimera izazvano optereenjem sredine

Kombinacija optereenja i uslova sredine moe zajedniki delovati i uzrokovatineispravno funkcionisanje polimera. U ovim sluajevima, polimeri uglavnom prolaze kroz

pucanje, stvaranje pukotina i kidanje polimera izazvano optereenjem sredine [38]. Ispucalostse moe opisati kao stvaranje unutranjih praznina, sa potpornim vlaknima koja se prostiru

preko praznina. Ovakvi defekti mogu liiti na obine pukotine, ali se od njih razlikuju po

potpornoj prirodi vlakana koja se prostiru preko ispucalih povrina. Kako ovakve raspuklinerastu, neka od vlakana na najirem delu raspukline pucaju i formira se obina pukotina.Pukotina tada moe rasti i napredovati du materijala, vodei do kidanja ili neispravnostielementa. Formiranje raspuklina zavisi od molekularne teine polimera [38]. Polimeri savelikom molekularnom teinom formiraju raspukline koje mogu dovesti do pukotina, a kod

polimera sa manjom molekularnom teinom formiranje pukotina se odvija direktno, bezformiranja materijala raspukline. Meavina polimera male i velike molekularne teine bre

puca od ekvivalentnog polimera srednje molekularne teine.

Faze ispucalosti, pucanja i kidanja usled optereenja okoline odvijaju se na malimnivoima optereenja za polimere koji su podloni tim efektima kada su u kontaktu sa

agresivnom sredinom, specifinom za svaki polimer. Optereenja mogu biti spolja ili rezultatrezidualnih unutranjih optereenja od obrade ili oblikovanja.

Polimeri mogu biti otporni na visoka optereenja in vitroi biti usaeni in vivovrlo dugosa vrlo malo ili bez degradacije svojstava, a kada se u istoj sredini opterete, mogu se

bukvalno raspasti usled pucanja izazvanog dejstvom okoline.

Pucanje usled optereenja sredine poliuretanske sonde pejsmejkera

Otkriveno je da neke poliuretanske sonde za srane pejsmejkere prerano propadaju.Oteena izolacija dovodi do brzog troenja baterija i neravnomernog ritma, to rezultuje

obaveznom zamenom sistema pejsmejkera. Mnogo vee razgraivanje primeeno je kodfleksionih taaka sondi u poreenju sa onima koje nisu pod istim mehanikim optereenjem.Meutim, velika veina istih sondi izdrala je duge vremenske periode bez znaajnijerazgradnje. Iako je oteenje sondi jasno uzrokovano pucanjem usled optereenja sredine,vode se velike rasprave o tome koji aspekt sredine uzrokuje oteenja (Tabl. 9.7) [38].

Tokom proizvodnje sondi za pejsmejkere, prave se rezidualna optereenja koja surastegljiva na spoljnoj povrini, a kompresiona u sri. Smatra se da ova optereenja, ukombinaciji sa optereenjima primenjenim iz unutranje sredine organizma, predstavljajuglavni faktor u pucanju usaenih sondi [38].


28/42

Pucanje usled optereenja sredine polisulfon

Drugi polimer koji je podloan pucanju usled optereenja sredine jeste polisulfon,veoma vrsta termoplastika koja se koristi u tehnici. Na polju medicine, polisulfon se koristiu proizvodnji respiratora, nebulizatora, pakovanju proteza, stomatolokih instrumenata i tacni

sterilizatora. Predloen je za upotrebu kod in vivobiomedicinskih primena: za oblaganje i kaoosnovni materijal za prototip kompozitnih implantata kukova, kao porozni omotaza prototipmetalnih ortopedskih implantata i za vrsto kuite za vetaka srca [38].

TABELA 9.7Potencijalni faktori ukljueni u nefunkcionalnost sranog pejsmejkera [38];modifikovano.

Komponente naprezanja Komponente okolne sredine Osetljivost polimera

Preostalo naprezanje pri obradi Napon (struja) korieni pripacing-u

Napad na etarne veze

Iskrivljenosti tokom umetanja Oksidacija Napad na poli(tetrametilen

oksidne) blokovePostimplantne oblastismanjenja omotaa

Enzimi Silikon dodat da odolevanapadima

In vivosavijanja tokomfunkcionisanja

Anjoni hlorida

Holesterol i lipidiHidrolizna cepanjaEkstrakcija materijala sa malommolekulskom teinomMetal-jon katalizovanadegradacijaAuto-oksidacija koja ukljuuje

metale

Polisulfon se kida usled optereenja okoline pri kontaktu sa mnogo razliitih supstanci itrebalo bi ga koristiti samo sa nerastvaraima. Kada polisulfon mora biti u kontaktu sa

posebnim rastvaraem, na predmet od polisulfona praktino ne smeju uticati ni spoljanja niunutranja optereenja kako bi se izbeglo pucanje usled optereenja okoline [38].

Zaostali pritisak i uklanjanje pritiska kod naprava

Kod polimera kakav je polisulfon, efekat raspuklina i pucanja uzrokovan optereenjemokoline moe se umanjiti smanjenjem zaostalih pritisaka koji se delimino uzrokuju

procesom oblikovanja. Pritisak se moe ukloniti sa delova kaljenjem na temperaturi ispodtemperature topljenja datog polimera. Nusproizvod procesa kaljenja moe biti poveavanjekristalinosti polimera. Poveana kristalininost moe biti ili korisna ili tetna svojstvimakrajnjeg prozvoda. Meutim, kada poli(etilen tereftalat) (npr. Dacron, Mylar, Cleartuf)

postane kristaliniji, on gubi svoju providnost i dobar deo svoje ukupne rastegljivosti, tomoe biti vano za neke primene [38]. Efekti uklanjanja pritiska koje daje kaljenje ponekadse mogu dobiti i primenom rastvaraa koji pospeuju poveanje bar povrinske kristalinosti

polimera.


29/42

Efekti savijanja na kompatibilnost i kalcifikaciju krvi

Kalcifikacije dijafragmi vetakih sranih pumpi nastaju prvenstveno u onim oblastimadijafragmi koje se savijaju. Kalcifikovana mesta poliuretana i biolokog tkiva sranihzalistaka deavaju se in vivo na optereenim mestima. Nesavijeni delovi ovih ureaja

pokazuju vrlo malo ili potpuno odsustvo kalcifikacije. Kako kalcifikovana mesta sranihzalizaka postaju krua, moe doi do: (1) gubitka funkcija (nemogunosti zalistka da seotvori ili zatvori zbog kalcifikovanih naslaga); (2) mehanikog kvara elastomera zbog velikihlokalnih optereenja, abrazije, razgradnje povrine i polimera uzrokovane kalcifikacijom; ili(3) nukleacije formacije tromba kalcifikovanim naslagama [38]. In vivo savijanje

biomaterijala moe imati i direktne negativne efekte na otpornost od tromboze koju imajupolimeri [39].

9.4 PATOLOKA KALCIFIKACIJA BIOMATERIJALA

Kvar neke klinike naprave, naroito u kardiovaskularnom sistemu (KVS), esto jeprouzrokovan formiranjem takastih naslaga kalcijum fosfata ili drugog njegovog jedinjenjau procesu koji se naziva kalcifikacija ili mineralizacija. Mada se nagomilavanje mineralnihsoli kalcijuma pojavljuje kao prirodan proces u kostima i zubima, biomaterijali koje sadremedicinske naprave nisu predvieni da se kalcifikuju, jer mineralne naslage mogu da ometajunjihovo funkcionisanje. Prema tome, kalcifikacija biomaterijala je abnormalna ili patoloka.Patoloka kalcifikacija moe biti distrofijska i metastazna.

Distrofijska kalcifikacija je nagomilavanje kalcijumovih soli u oteenim ili obolelimtkivima ili biomaterijalima osobe sa normalnim metabolizmom kalcijuma. Nasuprot ovome,metastazna kalcifikacija je nagomilavanje kalcijumovih soli, u prethodno normalnim tkivima,

kao posledica poremeenog metabolizma minerala (esto podignut nivo kalcijuma u krvi).Distrofijska i metastazna kalcifikacija mogu da deluju ujedinjeno; u prisustvu abnormalnogmetabolizma minerala poveana je kalcifikacija povezana sa biomaterijalima ili povreenimtkivima.

Kalcifikacija biomaterijala moe da zahvati razne proteze ugraene u KVS unutarvezivnih tkiva, ili na drugim mestima (Tabl. 9.8) [40]. Distrofijska kalcifikacija sree se npr.kao degeneracija bioproteze ili homografta zamenjenog sranog zaliska, kalcifikacija u

pumpama krvi korienim kao pomosrcu, mineralizacija kontraceptivnih sredstava koja seugrauju unutar materice, zaepljene urinarne proteze, i nagomilavanje minerala u okvirumekih kontaktnih soiva [40].

Kalcifikacija je povezana i sa sintetikim i sa bioloki proizvedenim biomaterijalima.Kasna faza minerala veine kalcifikacija biomaterijala ima slabo kristalisani kalcijum fosfat,poznatiji kao apatit, koji je povezan sa kalcijum hidroksi-apatitom [Ca10(PO4)6(OH)2],mineralom koji obezbeuje tvrdou kostiju.

Odreivanje mineralizacije biomaterijala ukljuuje faktore vezane za metabolizampacijenta kao i strukturu i hemijske osobine implantata [40]. Mineralizacija biomaterijala jeuglavnom ubrzana na mestima velikih mehanikih deformacija, kao to su take savijanja uKVS ureajima. Kalcifikacija moe biti ubrzana i u sluaju infekcije implantata [40]. Od

posebne vanosti je da kalcifikacija moe da se pojavi na povrini implantata (spoljanjakalcifikacija), na mestima gde je u vezi sa privrenim tkivom ili elijama, ili unutarstrukturnih komponenti (unutranja kalcifikacija). Osnovni mehanizam patolokekalcifikacije ima mnogo slianosti sa normalnom mineralizacijom kostiju.


30/42

9.4.1 Kalcifikacija proteza i naprava

Kalcifikacija bioproteza sranih zalizaka

Promena usled kalcifikacije bioproteze sranog zalistka prethodno tretiranog

glutaraldehidom (Sl. 9.8) (koji slui za dezinfekciju) najznaajniji je primer kliniki znaajnedisfunkcije medicinskog ureaja zbog kalcifikacije biomaterijala [40]. Bioproteze izraene naosnovu otiska koje sadre glutaraldehid (npr. ukrteni) proizvedene od svinjskog aortnogzalistka ili slini izumi od goveeg perikardijalnog tkiva, ugraeni su u stotine hiljada

pacijenata jo od 1971. godine [40]. Meutim, vie od polovine ovakvih zalisaka ugraenih upacijente su propali za 12-15 godina. Skoro svi zalistci u obliku bioproteza izvaeni priponovljenoj operaciji su ili pocepani ili su otvrdli ili oboje, kao rezultat unutranjekalcifikacije. Ubrzana akumulacija minerala koja dovodi do kvara zalistka za manje od 4godine je skoro ujednaena kod dece sa bioprotezom u adolescentnom i preadolescentnomdobu [40]. Kalcifikacija je najizraenija u savitljivom podruju lukova, takama sa najveimradnim naprezanjem zalistaka.

TABELA 9.8 Proteze i naprave na koje utie kalcifikacija biomaterijala[40];modifikovano.

Biomaterijal Konfiguracija RezultatGlutardehidno pripremljensvinjski srani zalizak iligovea srana kesaPoliuretan

Proteza sranog zalistkaZaguenje zalistka ilinesposobnost rada

Poliuretan Srani ventrikularni pomonisistemski mehuri

Nefunkcionalnost usledzapuenja ili procurivanja

Homograft aorteSintetiki kalem

Vaskularni kalem Smetnje u kalemu ilizapuenje

Hidrogel Meka kontaktna soiva ZamuenjeSilikonska guma ili poliuretankoji sadri bakar ili drugeagense

Unutar-materini kontraceptivniureaji

Kontrola trudnoe neuspelazbog nefunkcionalnosti ilirasprskavanja

Silikonska guma ili poliuretan Mokrane proteze Inkontinencija i/ili infekcija

Homografski zalistci jesu zalistci koji su izvaeni iz osobe koja je umrla, a zatimsterilisani, esto dodatno konzervirani, i ugraeni u drugu osobu. Ljudski presaeni zalisci seiroko koriste na klinikama poslednjih 30 godinama u rekonstruktivnoj hirurgiji uroenihsranih mana ili usled steenih bolesti zalizaka aorte, ili kao srani kanali kod uklonjenogzaliska. Presaeni zalistak aorte je okruen aortnim sinusom. Mnogi homografti, bilo da

sadre ili ne sadre zalistak (da bi zamenili veliki krvni sud), trpe kalcifikaciju i/ilidegeneraciju zida aorte. Kalcifikacija presaenih delova primeuje se bez obzira na korienitip sterilizacione procedure. Kalcifikacija homografta aorte moe da dovede do kvara protezekao rezultat bilo disfunkcije zaliska ili zadebljanja aortnog zida usled nagomilavanjaminerala.

Kalcifikacija polimernih mehurova u pumpama krvi

Nagomilavanje kalcifikovanih kristala na savitljivim povrinama mehurova ograniavaradni vek pumpi krvi sastavljenih od poliuretana i korienih kao ventrikularni pomonisistem ili potpuno vetako srce. Do sada, kalcifikacija je primeena samo kodeksperimentalnih ivotinja. Krutost prouzrokovana nagomilavanjem minerala moe dadovede do pogoranja karakteristika pumpe ili zalizaka usled gubitka savitljivosti mehura ili


31/42

pojave pukotina, ili oboje. Kalcifikacija pumpe krvi, bez obzira na tip upotrebljenogpoliuretana, uglavnom dominira du savitljivih delova dijafragme, na spoju koji prekrivadijafragmu, ili na savitljivim delovima potiskivaa kod pumpe ravnog tipa ili cilindrinedijafragme, nagovetavajui da mehaniki faktor ima vanu ulogu.

Kalcifikacija komponenti pumpe krvi moe biti unutranja i spoljanja. Kalcifikovanitalog je esto povezan sa mikroskopskim defektima povrine, koji moda nastaju pri

proizvodnji mehura ili su rezultat okolnih poremeaja ili mehanikih efekata, dovodei donaprsnua. Postoji hipoteza koja kae da ovi povrinski i unutranji defekti mogu da posluekao potencijalna mesta za nagomilavanje kalcifikacija na glatkim polimernim povrinama, aliovo nije jo uvek dokazano [40].

Ukoliko doe do kalcifikacije izumrlih krvnih elija i njihovih unutarelijskihkomponenti na ovim mikroskopskim udubljenjima, to se naziva spoljanja kalcifikacija.Meutim, kalcifikacija se javlja i ispod povrine u odsustvu defekata (isto unutranja) iliunutar sloja nagomilanih proteina i elija (pseudointima) na povrini koju dodiruje krv(spoljanja).

SLIKA 9.11Kalcifikovana klinika svinjska bioproteza sranog zaliska uklonjena zbog jakekalcifikacije stvara suenje: (A) unutranja povrina zaliska; (B) spoljanja povrina zaliska; (C)

uveanje velikog kalcifikacionog vora oguljenog na povrini; (D) radiografija sranog zaliska

prikazuje neprovidene, guste kalcifikujue naslage[40].


32/42


33/42

prednosti; kombinovanjem vie razliitih pristupa mogue je dobiti sveobuhvatnorazumevanje strukture i sastava svakog tipa kalcifikacije.

Tokom paljivog ispitivanja, esto pod mikroskopom male snage, X-zraci se koriste dabi se utvrdila distribucija minerala unutar izvaenih bioproteza sranih zalizaka i pomonihventrikularnih sistema. Tehnika obuhvata stavljanje izvaene proteze na plou za snimanjeX-zracima i izlaganje uzorka snopu X-zraka nivoa energije 35 keV tokom jednog minuta u

posebnom ureaju za rendgensko snimanje malih uzoraka [40]. Mineralizacija se nasnimcima vidi kao svetla povrina.

Svetlosna mikroskopija kalcifikovanog tkiva takoe se esto koristi. Identifikacijaminerala se postie upotrebom boja koje su specifine za kalcijum, odnosno fosfata, kao tosu alizarin crvena (kalcijum) ilifon Koss-a (fosfati) (Sl. 9.12) [40]. Obe ove histoloke bojesu dostupne i mogu se lako primeniti na iseke parafinskih ili plastinih ugraenih tkiva. Ove

boje su najkorisnije za potvrdu i karakterizaciju sumnjivih kalcifikovanih oblasti primeenihtokom rutinske tehnike bojenja hematoksilinom i eosinom.

TABELA 9.9Metode procene kalcifikacije[40].

Tehnika Priprema uzorka Analitiki rezultati

Morfoloke procedure

Pregled krupnog uzorka Krupni uzorak Celokupna morfologijaRadiografija Krupni uzorak Raspodela kalcifikacijeSvetlosna mikroskopija von Koss-a ili alizarin crveno

Formalin ili fiksiranglutaraldehid

Mikroskopska raspodelakalcijuma

Transmisiona elektronskamikroskopija

Fiksiran glutaraldehid Ultrastruktura minerala

Skenirajua elektronska

mikroskopija sa elektronskommikrosondom

Fiksiran glutaraldehid Elementalna lokalizacija

Spektroskopija sa gubitkomenergije elektrona

Fiksiran ili zamrznutiglutaraldehid

Elementalna lokalizacija(najvea osetljivost)

Hemijske procedure

Apsorpcija atoma Pepeo ili hidrolizat kiseline Masa Ca2+Analiza fosfatnimmerenjem boja

Pepeo ili hidrolizat kiseline Masa PO3-4

Difrakcija X-zraka Praak Kristalna fazaInfracrvena spektroskopija Praak Karbonatna mineralna faza

Tehnika elektronskog mikroskopa obuhvata bombardovanje uzorka izuzetno dobrofokusiranim elektronskim zrakom, i nudi vie mogunosti u karakterizaciji kalcifikacijaKVS-a [41]. Skenirajui elektronski mikroskop, koji snima rasejanje elektronskog zrakaunazad, moe se povezati sa lokalizacijom hemijskih elemenata pomou analize energetskedisperzije X-zraka [energy-dispersive X-ray analysis (EDXA)], tako omoguujui

polukvantitativnu procenu lokalnog napredovanja naslaga kalcijuma i fosfata na specifinimmestima. Analiza transmisionim elektronskim mikroskopom (Sl. 9.13) fine strukturekalcifikacija takoe olakava razumevanje poetnih taaka kalcifikacijskih kristala [40]. Ovose iroko koristi za ispitivanje kalcifikacije vetakih sranih zalizaka.

Elektronska mikrosonda ili, u poslednje vreme, spektroskopija energetskih gubitkaelektrona [electron energy loss spectroscopy (EELS)] tehnike su koje spajaju transmisionu

elektronsku mikroskopiju sa visoko osetljivom analizom hemijskih elemenata. Ove tehnikeobezbeuju najmonije naine za lokalizaciju strukture naslaga kalcijum fosfata.


34/42

Furijeov transformisani infracrveni imiding [Fourier transform infrared (FT-IR)imaging] i mikrospektroskopija, intenzivno se primenjuju za analizu zdravih i bolesnih tkiva.Prostorno ureeni detalji daju uvid u: molekularne promene u bolestima veziva ili kolagen-

baziranih tkiva, osteoporozu, osteogenesis imperfecta, osteopetrozu i patoloke kalcifikacije[42].

SLIKA 9.12 Svetlosni mikroskopski prikaz napredujue kalcifikacije na eksperimentalnom tkivusvinjskog sranog zalistka implantiranog u pacove stare 3 nedelje, prikazan pojaanim bojama:

(A) 72 asa posle implantacije vide se poetne diskretne gomile (vidi strelice); (B) posle 21. dana

vide se poetne formacije voria (vidi strelicu). Oba uzorka obojena su pomou von Koss-a boje

(kalcijum fosfatna crna) (A) x 356, (B) x 190[40].

Hemijska procena

Potrebno je izmeriti kalcijum i fosfor u kalcifikovanom biomaterijalu da bi se napravilorelevantno poreenje u smislu opasnosti naslaga i efikasnosti preventivnih mera. Tehnikekoje se koriste za ispitivanje veliine minerala, kao i za stepen razvoja minerala u kostima,mogu biti od koristiti i za biomaterijale. Uzorci za analizu minerala najbolje se pripremaju uobliku uniformnog praha, bilo mlevenjem u tenom azotu ili preciznim seckanjem smrznutih

osuenih uzoraka. Kalcijum se meri upotrebom atomske apsorpcione spektroskopijekiselinom hidroliziranih tkiva [40]. Prakasti uzorak zagrevan u pei je jo jedan od nainapripreme izvaenog materijala za kalcijumovu i fosfatnu analizu. Fosfor, kao fosfat, esto semeri upotrebom tehnike jedinjenja molibdenovih soli sa spektrofotometrijskom detekcijom[40].

Kristalisani kalcijum fosfat, kao to je hidroksiapatit, stvara prave mineralne naslage.Tip kristalisane forme kalcijum fosfata (mineralna faza) moe se odrediti difrakcijom X-zracima. Prakasti uzorci su takoe pogodni za analizu mineralne faze pomou difrakcije X-zracima. Analize praha koriste Debye-Scherer kameru, zahtevaju minimalnu koliinumaterijala i daju sliku difrakcije X-zracima rotiranjem uzorka u kapilarnoj cevi kroz snop X-zraka u prisustvu fotografske emulzije [40]. Uzorci se mogu analizirati i na prisustvougljenika u mineralnoj fazi upotrebom infracrvene spektroskopije [40].


35/42

SLIKA 9.13 Transmisiona elektronska mikroskopija kalcifikacije eksperimentalnogsvinjskog sranog zalistka implantiranog potkono u pacove stare 3 nedelje: (A) 48 sati

posle implantacije vide se fokalne kalcifikovane naslage u jedru jedne od elija (tamne

strelice) i citoplazmi dve elije (svetle strelice), n - nukleus (jedro), c citoplazma; (B)

21. dan posle implantiranja vidi se kalcifikacija kolagena. Razmera je 2 m .

Ultratanki odeljci obojeni su pomou uranil acetata i olovne kiseline[40].

9.4.3 Preg

Documents

09 degradacija biomaterijala