Швидкість електрохімічних взаємодій металів в біологічних рідинах

Природно, слід пам`ятати, що швидкість імовірною корозії і процесів обміну електронами можна прогнозувати тільки на підставі теоретичних даних. Завжди необхідно експериментальне визначення швидкості електрохімічних взаємодій (корозія + обмін електронами) в специфічному середовищі in vitro, імітує складу тілесних рідин, або проведення досліджень в системі in vivo.

З практичної точки зору, дуже важливо враховувати, що експерименти зі зразками попередньо пасивувати металу можуть не імітувати ситуацій, які відбуваються при механічному порушенні пасивного шару через корозію. Отже, потрібно піддавати тестований матеріал статичним, динамічним і циклічних навантажень.

Корозія металу

Вважається, що роз`їдає корозія є тип корозії, що спостерігається у имплантируемого металу (Вільямс, Роуф, 1978- Мюллер та ін., 1996). Продукти, що виділяються протягом цього процесу, надають досить значний вплив на рівень биосовместимость матеріалу.

При знакозмінних навантаженнях, що викликають рухливість між поверхнями металевих компонентів імплантатів, наприклад шурупа і спиці, відбувається порушення пасивного шару і поява численних мікротріщин. Це призводить до збільшення площі поверхні імплантату, яка піддається навантаженню і площі контакту з агресивним середовищем організму. В результаті цього процесу швидкість корозії поверхні металу може зростати на кілька порядків і привести до швидкого розвитку корозійної втоми імплантату. Її можна знизити за рахунок стабільної фіксації пластин або стрижнів, що досягається шляхом забезпечення міцного контакту між імплантатом, кісткою і її фрагментами. Це попереджає вторинне зміщення, що виникає в результаті біологічної резорбції кісткової тканини. Отже, зменшення корозії сприятиме більш високій стабільності імплантату. Якщо на кордоні розділу імплантат / кістка утворюються ділянки високих концентрації напружень, то в кістковій тканині спостерігається остеопороз і остеомаляція, з подальшим розхитування спиць, пластин, стрижнів (Мюллер та ін., 1996 Kovacs, Davidson, 1993- Moroni et al., 1994. ).

Елементи, здатні до самопассіваціі, більш стійкі до дії корозії, тому що на їх поверхні одночасно йдуть процеси деградації і новоутворення пасивного шару. Природно, з позиції биосовместимости завжди краще більше освіту захисних оксидів, ніж їх руйнування. Якщо ж в результаті корозії оксиди утворюються в малій кількості або повністю відсутні, то може спостерігатися розчинення металу, наприклад за рахунок його іонних груп (Kovacs, 1992).

Найнижчі величини корозії, які пропорційні сумі швидкостей корозії і обміну електронами, мають Zr, Ti, Та, Nb і Cr, а також титанові сплави, наприклад Ti-6V-4Al, Ti-13Nb-13Zr, в умовах оксидированной поверхні. Фактично, швидкість електрохімічних взаємодій (корозія + обмін електронами) цих матеріалів значно нижче швидкості обміну електронами на графіті, який, як і благородні метали, не має захисного оксидного шару.

З теоретичних позицій використання для легування титанових сплавів, металів, що володіють здатністю до самопассіваціі, наприклад Zr, Nb або Та, більш доцільно, ніж V і Аl, так як при приміщенні в агресивну біологічне середовище вони сприяють утворенню додаткового оксидного шару і перешкоджають виходу токсичних іонів . Ванадій, хром, нікель і ряд інших елементів не мають таких властивостей. Отже, їх використання знижує здатність сплавів на основі Ti, Zr, Nb і Та до самопассіваціі.

Якщо дані метали надходять в тканини у вигляді іонів, то вони надають токсичну дію на клітини. Крім того, метали типу Al, V і Мо мають порівняно високі величини зворотного поляризаційного опору.

В результаті цього вони можуть виділятися під час процесу репассіваціі на поверхні у вигляді чистого металу або солей, якщо тонка пасивна плівка, що утворилася в природних умовах, віддаляється, пошкоджується в результаті роз`їдає корозії або механічного впливу. Отже, вони є потенційно небезпечними, тому що можуть безпосередньо мігрувати в навколишні тканини у вигляді іонів або молекул і викликати розвиток токсичних, імунологічних та інших несприятливих реакцій.

Все це необхідно враховувати при використанні та розробці нових матеріалів, тому що легуючі добавки можуть істотно змінити биосовместимость імплантатів (Kovacs, 1992 Kovacs, Davidson, 1993- Bruneel et al., 1988- Davidson, 1993- Alcantara et al., 1999).

Для того, щоб перешкоджати цьому процесу, необхідно застосовувати технології, що дозволяють формувати на поверхні імплантатів «товсту» абразивно-стійку захисну плівку, яка дозволить виключити генерування реакційної поверхні металу, наприклад, на титані, цирконії, на сплавах Ti-13Nb-13Zr або Zr -2.5Nb.

Однак товщина цієї плівки не може перевищувати певної величини, після якої вона буде втрачати свої адгезивні і високі біомеханічні властивості. Навпаки, замість позитивного результату такий підхід дасть негативний (Mishra, Davidson, 1992 Ciada et al., 1997 Jacobs et al., 1998).

Роль адгезії білків на поверхні металу

Адгезія протеїнів спостерігається відразу ж після введення металевого імплантату в організм. Від того, як протікає це процес, відбувається при цьому конформація білків, його кінетики, багато в чому залежить рівень біосумісності матеріалу.

Вважається, що продукти корозії значно впливають на міцність адгезії протеїнів. Очевидно, це може бути пов`язано з обміном електронами.

Існує кореляція процесу утримання протеїнів зі зворотним поляризаційним опором (ОПС) для таких сплавів, як SS-316L, Ti-6Al-4V, Ti-13Nb-13Zr, Ti-13Nb-13Zr, Zr-2.5Nb і оксидованого Zr-1.5Nb. Досліди показують, що утримання фібриногену зростає лінійно зі збільшенням ОПС (Yun et al., 1994). В якійсь мірі це можна пояснити зростаючою перебудовою абсорбованого фібриногену, пов`язаної з перенесенням електронів (Bolz, Shaldach, 1993).

Біоінертні матеріали, які не викликають або практично не супроводжуються негативними тканинними реакціями, як правило, мають низьке ОПС своїй поверхні.

Отже, зменшення величини ОПС для металів капсульної групи може бути використано для визначення загальної биосовместимости. Одним з фактів, побічно підтверджують справедливість цього припущення, є наявність зворотної залежності між величиною ОПС і здатністю остеобластів до адгезії до тестованого матеріалу.

Чим нижче ОПС, тим краще дані клітини прикріплюються до поверхні металу.