Biodegradowalne stopy na bazie Mg

Wpływ różnych czynników na szybkość korozji biodegradowalnych stopów na bazie Mg

Dlatego bardzo interesującym rozwiązaniem jest zastosowanie metod dużego odkształcenia plastycznego jako metod przeróbki plastycznej stopów o niewielkiej zawartości dodatków stopowych. Można stosować takie metody jak: high pressure torsion (HPT), equal channel angular pressing (ECAP) czy hydrostatic extrusion (HE), i dzięki temu w znaczący sposób podwyższyć własności mechaniczne materiałów metalicznych. Z drugiej strony przetwarzanie stopów metali metodami SPD prowadzi do powstawania silnej tekstury materiału, czyli uprzywilejowanego ułożenia poszczególnych ziaren wzdłuż określonego kierunku. Ma to szczególne znaczenie w przypadku metali i ich stopów o strukturze hcp (ang. hexagonal close packed), do której zalicza się magnez i jego stopy.

Materiały biodegradowalne wykazują dużą anizotropię własności w zależności od kierunku krystalograficznego. Jako przykład można podać, że granica plastyczności dla walcowanej blachy ze stopu magnezu różni się o ok. 50%, w zależności od tego, czy próbka była rozciągana wzdłuż kierunku walcowania, czy w poprzek. Nie tylko własności mechaniczne zależą od kierunku, dotyczy to również procesów korozji. Stąd na przebieg korozji będzie miała wpływ tekstura materiału, szczególnie gdy taka tekstura zawiera kilka głównych komponentów, w końcowym efekcie prowadząc do skomplikowanego przebiegu procesu korozji. Korozja jest mechanizmem kontrolującym degradację implantu w ludzkim organizmie. Magnez ulega bardzo szybkiej korozji ze względu na bardzo niską wartość potencjału elektrochemicznego.

Magnez w kontakcie z wilgocią koroduje, pokrywając się cienką szarą warstwą wodorotlenku magnezu, a w reakcji powstaje również gazowy wodór. Warstewka ta częściowo stanowi ochronę dla metalu, hamując dalszy proces korozji. Jednak, gdy środowisko, w którym jest zanurzony implant, zawiera roztwory chlorkowe (badania wykazują, że wystarczy już stężenie 30 mmol/L chlorków), wodorotlenek magnezu rozpuszcza się i tworzy się chlorek magnezu, przez co cienka warstwa wodorotlenkowa nie stanowi już ochrony metalu przed korozją.

Płyny fizjologiczne w ludzkim organizmie składają się głównie z roztworów chlorkowych, gdzie stężenie chlorków wynosi 150 mmol/L; jest to środowisko niezwykle agresywne dla stopów magnezu. W celu oszacowania prędkości korozji można stosować parametr określający ubytek materiału w przedziale czasu próbki umieszczonej w środowisku korozyjnym. Dzięki temu można porównywać różne stopy pod względem szybkości korozji. Określony w ten sposób współczynnik korozji dla czystego Mg w środowisku soli fizjologicznych ludzkiego ciała wynosi 20,3 mm/y.

Porównanie tego wyniku z innymi metalami może być tylko poglądowe, ponieważ nie ma na to odpowiednich badań, ale np. korozja atmosferyczna Zn to tylko 4,2-8,4 μm/y, podczas gdy dla Cu współczynnik korozji atmo­sferycznej wynosi 2,8-5,6 μm/y. Porównując stopy magnezu przeznaczone na implanty, można stwierdzić, że najkorzystniejszy współczynnik korozji w środowisku soli fizjologicznych ma stop Mg-Zn4-1,5Sn, który wynosi 0,45 mm/y. Kolejnym stopem, który wykazuje dość dobrą odporność korozyjną, jest stop AZ31, którego współczynnik korozji wynosi 0,85 mm/y. Stopy te mają również dobre własności mechaniczne i odpowiedni moduł Younga.

Niestety zawierają Al i Sn, które są szkodliwe. Inne stopy, które nie zawierają Al i Sn, to stopy ZE41 lub JDBM, które niestety charakteryzują się dużo większą szybkością korozji, np. dla stopu JDBM ten współczynnik wynosi 1,44 mm/y. Wciąż trwają badania naukowe mające na celu opracowanie najbardziej optymalnego składu chemicznego stopów magnezu przeznaczonych na implanty. Zadanie nie jest łatwe ze względu na dużą liczbę czynników, które trzeba wziąć pod uwagę: własności mechaniczne, moduł Younga, szybkość korozji, biotolerancję, koszt produkcji, możliwości przeróbki plastycznej czy też obróbki cieplnej.