PART 6 : ALUMINUM OXIDE (ALUMINA) Kapitola 6.4. : APLIKACE (str. 128-132) Kapitola 6.5. : DALŠÍ MYŠLENKY (str. 132-138)
Předmět: BIOKOMPATIBILNÍ MATERIÁLY Zpracoval: Bc. Filip Hejkal Letní semestr 2010/2011
6.4. APLIKACE V biomedicínských aplikacích, má oxid hlinitý značné výhody nad jinými materiály, díky jeho inertnosti, která nabízí vynikající biokompatibilitu a nedráždivost k okolní tkáni. Kromě toho, jeho opotřebení a výborné třecí vlastnosti in vivo jsou vhodné i pro povrchy kloubu. Jeho pevnost je vyšší než jeho pevnost v tahu, lépe se hodí pro namáhání tlakem, např. v umělé klouby a zuby.
6.4.1. Kloubní náhrady Jak již bylo zmíněno, jedním z nejdůležitějších aspektů křehkých materiálů je spolehlivost a předvídatelnost výkonu při sloužení. Rozdělení mikrotrhlin v materiálu a závislost mechanických vlastností na Griffithových vadách ukazuje, že je nezbytné udělat prověřující test implantátů., jak je uvedeno v §6.3. Někteří mají řešit návrh kritérií keramicko-kovové náhrady kyčelních kloubů na základě pevnostní analýza, dokazujícího testování, a strukturální testování [16], kde byla hlavice koule vyrobena z keramického oxidu hlinitého a dřík ze slitiny CoCrMo. Acetabulární komponent byl vyroben z ultra-high-molecular-weight polyethylenu (UHMWPE), jak je znázorněno na obr. 6.11.
Vliv velikosti (nebo objemu, viz § 3.3) a lomové houževnatosti, KIC, který je vlastní hmotností, je znázorněn na obrázku 6.12. kritického napětí lomu,
c,
je uveden jako
kde je a velikost trhliny a Y je geometrický faktor. Rovnice (6.6) je podobná rovnice. (3.22). Kombinovaný účinek KIC a Veffective je docela drastický z hlediska pevnosti v důsledku statistického charakteru rozložení největších Griffithových nedostatků. Problematika spolehlivosti keramické hlavy dělá dokazovací test velmi důležitým, jak bylo studováno v předchozí části, a jak je znázorněno na obr. 6.13. Je-li každý implantát v dokazovacím testu podroben mnohem většímu napětí než je skutečné napětí jakému je implantát podroben in vivo,
Obrázek 6.12. KIC a Veff model keramiky oxidu hlinitého. Přetištěno se svolením z [16].Copyright © 1980, Wiley. budou mít tyto vzorky dlouhou životnost. Totéž by mělo platit pro celou strukturu kloubu, tj. Dřík,
keramickou hlavou a acetabulární komponent. Proto se musí celá konstrukce podrobit stejnému dokazujícímu testu, kterého je mnohem obtížnější dosáhnout v důsledku mnoha přispívajících faktorů. Jeden takový výsledek testu je zobrazen na obrázku 6.14, kde bylo zatížení testu sinusové cyklické mezi 1000 a 9000 N (tělo zatížení = 700 N) při 37 Hz (velmi vysoké), které trvalo mezi 106 a 107 cyklů. Jestliže exemplář trvala více než 5.106 cyklů za daných podmínek, struktura byla podrobena dokazujícímu testvoání déle, než je běžná životnost. Člověk musí být opatrný v interpretaci takových výsledků, tělo jako životní prostředí je mnohem nepřátelštější než Ringerovo řešení, ve kterém byla testována strukturu, a také na úkor urychlení zkoušky se někdy podceňuje skutečná dynamická únavová životnost. Jiné problémy souvisejí se spolehlivostí implantátu je implantátová fixace a aseptické uvolnění [21]. Mezi další problémy patří tkáňové částicové reakce, infekce, ektopická tvorba kosti a bolest. Přesto byly kulové hlavice stehenní kosti široce využívány od roku 1974, většinou mimo Spojené státy. Jedna zpráva odhaduje, že více než 2 mil. EUR byly použity z roku 1994 [31].
Obrázek 6.13. Výsledky dynamických zkoušek o celkové kyčelního kloubu strukturu. Přetištěno se svolením z [16]. Copyright © 1980, Wiley.
Obrázek 6.14. Faktory ovlivňující výsledek zubních implantátů. Přetištěno se svolením z [30]. Copyright © 1989, Elsevier.
Vyskytnul se pokus použit aluminové keramiky v jiných kloubů (např. kolena), ale nezískal na popularitě [11]. To je vzhledem k mnohem větší rozsah pohybu (ROM) v koleně, než v boku, stejně jako mnohem menší povrch kontaktní plochu a větší inkongruenci. Opět platí, že fixace je mnohem obtížnější v boku nez v kolenním kloubu.
6.4.2. Zubní implantáty Stejně jako u kloubní náhrady je největší problém v této oblasti fixace implantátu. Faktory, které ovlivňují úspěšnost zubních implantátů jsou znázorněny na obrázku 6.14. Toto vedlo k mnoha pokusům, vytvořit implantát zubního kořene se zvýšenou plochou povrchu. Povrch kořenu může být potažen intergrovanou kostí nebo lepícím materiálem (viz Obr. 12.19). Byly provedeny pokusy k opravě aluminového implantátu vyrenderováním jejich povrchu porézováním nebo drážkovaním, ve kterém dovouje růst tkáně, jak je znázorněn zubní kořen na obrázku 12.18. Mnoho vyšetření tohoto typu bylo provedeno s cílem porozumět principu a kinetice vzrůstání tkáně do porézních materiálů implantátu. Tento typ (kosti) bezcementní přímé fixace byl vyzkoušen v celkové náhradě umělých kyčlí, ale zatím byl stabilní jen acetabulární pohár s porézní kovovou komponentou. Další diskuse o ztuhlost nebo osteoartróze lze nalézt v § 12.2.3.
6.5. DALŠÍ MYŠLENKY Oxid hlinitý se používá již dlouhou dobu pro výrobu ortopedických a zubních implantátů [24]. Novější studie na využití aluminované keramiky pro párování alumina-alumina [2,13,20,25] a aluminazirconia [17,18] prokázaly zajímavý přístup k tření a opotřebení problémy s jinými materiály, kovy a polymery, i když tyto přístupy nejsou nové [2,19,22]. Je žádoucí, aby se zabránilo katastrofální selhání keramiky a skla rozvojem nových metod detekujících růst mikrotrhlin a zabránit jim v růstu [6]. Další otázky jako je poréznost a nečistoty lze překonat pečlivou kontrolou jakosti během výroby [1]. Používání keramiky pro dentální implantáty korunek existuje již mnoho let. Jejich popularita byla kvůli jejich síle a estetičnosti, i přes jejich křehkost a cenu. Retenční síla keramických korunek za použití různých fixačních prostředků je další otázkou [9]. V této a dalších podobných aplikací, může být měkčí oxidu zirkoničitý (kapitola 7) vhodnější. Oxid zirkoničitý podstoupuje fází transformace in vivo, což snižuje jeho mechanické vlastnosti více, než se původně předpokládalo. Oxid hlinitý se používá jako zubní kořen v polykrystalických (Synthodont ®), nebo monokrystlických [28] formách. Nicméně, slitina na bázi Ti se používá převážně pro takové aplikace, kde je zapotřebí lepší integrace s alveolární nebo čelistní kostí (osseointegrace) [3]. Důvody pro takové chování na rozhraní kost a Ti slitiny nejsou jasné. Takové chování nebylo hlášeno ani v ortopedii. Místo toho, tenkou vrstvu kolagenu membrána odděluje. Všechny ostatní podmínky jsou stejné, tloušťka membrány závisí především na pohybu implantátů vzhledem k tkáně.
PROBLÉMY 6.1. Spočítat teoretickou hustoty jednoho krystalu oxidu hlinitého. 6.2. Určit průměrnou velikost a velikost zrn oxidu hlinitého, mikrostruktura znázorněno na obrázku 2.8. Také odhadnout příčnou pevnost v ohybu oxidu hlinitého na základě velikosti zrna z Obr. 3.24. Tip: velikost zrna index je standardizován podle ASTM N = 2n-1, kde n je číslo zrnitosti a N je počet zrn na čtvereční palec v lineární zvětšení ze 100 možných. 6.3. Výpočet napětí aluminového keramického implantátu v dokazujícím testu pro minimální životnost 50 let pod neustálým namáháním, použít normální tělesnou hmotnost (700 N).Předpokládejme, že průřez je 2 cm2, a dynamické zatížení může být 10 krát statické zatížení.
6.4. Alumina byla měřena pro své statické únavovévlastnosti a vynesena takto:
a. Za předpokladu, že lze odhadnout výsledek, byla přímka nakreslena podle log t =-log n y + c, odhad n. b. Odhadnout čas na provedení dokazujícího testu soda vápenného skla pro 10,000 psi v případě, že sklo je podpořeno 3000 psi po dobu 106 sec. c. Stručná teorie statické únavy navržená Hillig a Charles. d. Očekávali byste, že bude zlepšení statické únavové vlastnosti v případě, že povrch je ožehnut (vyleštěn ohněm)? Proč?
6.5. Následující fázový diagram SiO2-Al2O3, pro 50 - 50 (mol%) tuhého roztoku, odpovězte:
a. Jaká fáze(y)existují na 1600 a 1500 ° C? b. Jaké je složení jednotlivých fází při 1600 ° C? c. Jaké jsou procentuální podíly jednotlivých fází při 1600 ° C? d. Vypište eutektické reakce pro systém. 6.6. Která z následujících parametrů může mít vliv na sílu slinutého oxidu hlinitého? Napište ano, pokud parametr může zvýšit sílu a ne, pokud tomu tak není. a. Zvýšená viskozita kalení médií. b. Zvýšená teplota kalení. c. Uplatnění glazury. d. Zvýšený průměr vzorku. e. Jaké další faktory, můžete navrhnout, že by posílily slinutého oxidu hlinitého?
6.7. Série aluminových tyčí kruhového průřez (0.25-palcový průměr) se zlomila s průměrným napětím 20.000 psi, když se ohýbala. Předpokládejme, že modul pružnosti je 107 psi, Poissonův poměr 0,3, a (1 psi = 6895 Pa, 1 dyn = 105 N).
povrchové napětí 300 dyn / cm, a
a. Vypočítejte průměrnou hloubku Griffithovy vady. b. Vypočítejte poloměr trhliny,
(=8
E/
t
2
), předpokládejte
t
= E/50.
c. Je žádoucí, aby pokrytí této tyče s dalším sklem mělo různé koeficient tepelné roztažnosti, ale v podstatě stejné fyzikální vlastnosti, aby se zdvojnásobil průměr pevnosti tyče. Mělo by mít nové sklo vyšší nebo nižší koeficient než mateřská tyč? 6.8. Z údajů aluminové keramiky, odpovězte na následující: Vlastnosti Přijaté
Glazované & kalené (1500°C, silikonový olej)
50, 000
psi
80, 000 0.3 (glazované)
0.25 (x 10-7 °C)
65
E (GPa)
390
a. Odhadněte množství tepelného šoku (
53 (glazované) 390
T) potřebného k fraktuře prijatého vzorku:
=E
T/(1-
b. Očekávali byste vyšší T byl-li přijatý vzorek na povrchu ožehnutý (vyleštěný ohněm)? Vysvětlete. c. Odhadněte KIC přijatého vzorku v případě, že největší nedostatek hloubky je 1
m:
předpokládejte, že
, 8E.
d. Můžete použít stejnou KIC naměřené pro jeden krystal safíru a odhadnout hloubku chyb pro krystalický oxid hlinitý? Uveďte své důvody. 6.9. Vyjadřují vztah mezi příčnou pevnost v ohybu a velikosti zrna uvedeny v následujícím obrázku: 6.10. Vztah mezi pevnosti v ohybu a pórovitost hlinitého je dána [5]. a. Získejte vztah podobný rovnici. (6.1).
b. Vykreslete stejné křivky pro pórovitost versus pevnost v ohybu. c. Jaké závěry můžete vyvodit? d. Můžete použít vztah mezi pórovitostí a velikosti zrna na obrázku 6.2. pro vztah obou veličin (pórovitost a velikost zrn)?
6.11. Dokážete udělat srdeční chlopně disku z hliníku? Dejte požadavky na disk a popište podrobně design pro "rubín/safír srdeční chlopně." 6.12. Přečtěte si následující seznam a dva nebo více nedostatků metody Maierového hodnocení keramicky. a. Hulbert SF, Klawitter JJ. 1976. Ceramics as a new approach to the improvement of artificial joints. In Advances in artificial hip and knee joint technology, Engineering in Medicine Vol. 2, pp. 287–293. Ed M Schaldach, D Hohmann. Berlin: Springer-Verlag. b. Maier HR, Stark N, Krauth A. 1980. Reliability of ceramic-metallic hip joints based on strength analysis, proof, and structural testing, In Mechanical properties of biomaterials, pp. 177–194. Ed GW Hastings, DF Williams. New York: Wiley.
SYMBOLY/DEFINICE Řecká písmena : pevnost v ohybu bez pórovitost. : aplikovaného napětí. : pevnost v ohybu. : kritické napětí zlomu : pevnost v inertní atmosféře. : meze kluzu. Písmena kurzívou
A: oblast. a: velikost trhliny. b: konstanta. F: pravděpodobnost neúspěchu. KIC: kritická trhlin námahy. m: Weibullova konstanta. N: konstantní. p: pórovitost. t: doba selhání. Y: geometrický faktor iniciace trhliny.
Definice D36d místo skupiny: Notace pro krystalografických zastoupení jedné z hexagonální nejtěsnější struktury. Ammonium kamenec [AL2 (SO4) 3 (NH4) SO424H2O nebo AlNH4 (SO4) 212H2O]: Double sulfát monovalentního kovu nebo radikální (sodík, draslík, nebo amonniak) s trivalentním kovem (hliník, železo, nebo chrom), používané k zvýšení nastaveni porcelán-smalt a resistivitě proti kyselinám v plášti. Bauxit: jílovitá ruda, především hydratovaný oxid hlinitý, z něhož se získává hliník. Hustota, 2.45-3.25 g/cm3. Bayerite: Hliník sírový, který má vlastnost bytí dehydrované při 300 º C, aby oxid hlinitý. Meziprodukt procesu Bayer. Bayer proces: vysoko teplotní proces čištění použítí na bauxitovou rudu poté, co byl rozpuštěn v horkém roztoku hydroxidu sodného. Bioglass ®: sklo-keramika, pomocí oxidu fosforečného (P2O5) jako materiál pro setí tkáně (především tvrdé tkáně), tvorba na rozhraní tím, že pomalu rozpouští jeho povrch. Žíhání: Dehydratace proces hydratovaná keramiky při zvýšené teplotě. Karboxylová kyselina: organická kyselina, obsahující jednu nebo více karboxylových skupin [COOH]. Chemisorpce: vazba absorbát na povrch pevné látky sil vystavovat energetické hladiny přiblížit chemické vazby. Lomová houževnatost: množství energie absorbované materiál před zlomem nebo selhání.
Griffithovy nedostatky: Mikropraskliny bez plastické deformace, výsky v křehkých materiálů, jako je keramika. Dopadová únava: Únava materiálu opakovaným dopadem. Inkongruence: Nesoulad mezi dvěma (klouby) rozhraními způsobené velkým rozsahem pohybu a malým kontaktem s povrchem. Laser: Zkratka je "zesilovač světla pomocí vynucené emise záření", zařízení obsahující látku (např. rubín), přičemž většina jeho atomů nebo molekul je možné uvést do excitovaného energetického stavu v intenzivní, úzký, a koherentní paprsek . Lucalox ® (General Electric): Komerční oxid hlinitý s velmi malými zrnky pro výrobu, je průsvitný a má vysokou pevnost. Používá se pro sodíkové světlo. Mohsovo číslo: Měřítko tvrdosti pro keramiku a sklo: diamant je 10, oxid hlinitý 9, křemen 7, sádry 2 a mastek 1. Ringerův roztok: roztok chloridů, sodíku, draslíku a vápníku v čištěná voda, která má stejný osmotický tlak jako v krvi nebo tkáni. Slinování: Lepení pevných prášků při zvýšené teplotě a tlaku na rychlejší a lepší propojení bez tavení. Hydroxidu sodného (NaOH): bílé hygroskopické látky ve formě prášku, vloček, hůlek, atd., který má silné leptavé schopnosti. Weibullova vztah: Vztah mezi pravděpodobnosti přežití či selhání v námaze z křehkých materiálů. Wöhler graf: Graf námahy versus počet cyklů do selhání
REFERENCE 1. Barralet JE, Gaunt T, Wright AJ, Gibson IR, Knowles JC. 2002. Effect of porosity reduction by compaction on compressive strength and microstructure of calcium phosphate cement. J Biomed Mater Res 63:1–9. 2. Bizot P, Nizard R, Lerouge S, Prudhommeaux F, Sedel L. 2000. Ceramic/ceramic total hip arthroplasty. J Orthop Sci 5:622–627. 3. Brånemark P-I, Hansson BO, Adell R, Breine U, Lidstrom J, Hallen O, Ohman A. 1977. Osseous integrated implants in the treatment of the edentulous jaw, experience from a 10-year period. Stockholm: Almqvist & Wiksell International. 4. Chen C, Knapp W. 1974. Fatigue fracture of a alumina ceramic at several temperatures. In Fracture mechanics of ceramics, pp. 691–707. Ed RC Bradt, DPH Hasselman, FF Lange. New York: Plenum. 5. Coble RL, Kingery WD. 1956. Effect of porosity on physical properties of sintered alumina. J Am Ceram Soc 39:377–385. 6. De Aza AH, Chevalier J, Fantozzi G, Schehl M, Torrecillas R. 2002. Crack growth resistance of alumina, zirconia and zirconia toughened alumina ceramics for joint prostheses. Biomaterials 23:937–945. 7. Dorre E, Dawihl W. 1980. Ceramic hip endoprostheses. In Mechanical properties of biomaterials, pp. 113–127. Ed GW Hastings, DF Williams. New York: Wiley. 8. Dorre E, Hubner H. 1984. Alumina. Berlin: Springer-Verlag. 9. Ernst CP, Cohen U, Stender E, Willershausen B. 2005. In vitro retentive strength of zirconium oxide ceramic crowns using different luting agents. J Prosthet Dent 93:551–558. 10. Frakes J, Brown S, Kenner G. 1974. Delayed failure and aging of porous alumina in water and physiological medium. Am Ceram Soc Bull 53:193–197. 11. Geduldig D, Lade R, Prussner P, Willert H-G, Zichner L, Dorre E. 1976. Experimental investigations of dense alumina ceramic for hip and knee joint replacements. In Advances in artificial hip and knee joint technology, Engineering in medicine, Vol. 2, pp. 434–445. Ed M Schaldach, D Hohmann. Berlin: Springer-Verlag. 12. Gitzen WH. 1970. Alumina as a ceramic material. Columbus, OH: American Ceramic Society. 13. Hannouche D, Hamadouche M, Nizard R, Bizot P, Meunier A, Sedel L. 2005. Ceramics in total hip replacement. Clin Orthop Relat Res 430:62–71. 14. Kawahara H, Hirabayashi M, Shikita T. 1980. Single crystal alumina for dental implants and bone screws. J Biomed Mater Res 14:597–606.
15. Krainess F, Knapp W. 1978. Strength of a dense alumina ceramic after aging in vitro. J Biomed Mater Res 12:241–246. 16. Maier HR, Stark N, Krauth A. 1980. Reliability of ceramic–metallic hip joints based on strength analysis, proof, and structural testing. In Mechanical properties of biomaterials, pp. 177–194. Ed GW Hastings, DF Williams. New York: Wiley. 17. Marti A. 2000. Inert bioceramics (Al2O3, ZrO2) for medical application. Injury (Suppl) 4:33–36. 18. Morita Y, Nakata K, Kim YH, Sekino T, Niihara K, Ikeuchi K. 2004. Wear properties of alumina/zirconia composite ceramics for joint prostheses measured with an end-face apparatus. Biomed Mater Eng 14:263–270. 19. Murphy S. 2002. Alumina ceramic–ceramic bearings in THA: the new gold standard. Orthopedics 25:2–3.
