PODSUMOWANIE I WNIOSKI

Innowacyjny postęp w m etodach leczenia choroby niedokrwiennej serca z zastoso­

w aniem technik m aloinwazyjnych doprowadził do opracowania nowych postaci implantów, tzw. stentów wieńcowych. Im planty te, wszczepiane w miejsce zwężonego odcinka naczynia wieńcow ego, zw iększają jego przekrój czynny. Popraw iają także bezpieczeństwo zabiegu angioplastyki (w porównaniu do PTCA), skutecznie przeciwdziałając gwałtownemu zwężeniu przekroju czynnego naczynia.

Obserwuje się jednak pewne ograniczenia wynikające z wprowadzenia do układu na­

czyń krwionośnych implantu z biom ateriału metalowego. W głównej mierze są one związane z w ykrzepianiem krwi na ich powierzchni oraz proliferacją m ięśniowo-włóknistą w obrębie wewnętrznych ścian naczynia. Proces proliferacji stanowi podstaw ow ą przyczynę nawrotu zwężenia ich przekroju, czyli restenozy. Rozwiązanie problemów wymienianych i sygnalizo­

w anych w literaturze z zakresu angioplastyki wieńcowej mieści się w obszarze inżynierii ma­

teriałowej i wiąże się z koniecznością ustalenia prawidłowych cech jakościow ych i użytko­

w ych stentów. Kwestie te odnoszą się przede wszystkim do postaci konstrukcyjnej stentów (stopień ostentowania), własności fizykochemicznych biom ateriału (dobra sprężystość, okre­

ślona rozprężalność) i jego powierzchni (własności atrombogenne, biotolerancja w środowi­

sku tkanek układu krwionośnego). Ustalone dotychczas kryteria jakości stentów nie precyzują jednak szczegółowo tych cech ilościowo, co nie gwarantuje finalnych i powtarzalnych ich własności użytkowych. W skazywane są tylko pewne ograniczenia wynikające z przedstawia­

nych problem ów klinicznych. Nie uwzględniono w pełni biochemicznych i biofizycznych uwarunkowań układu sercowo-naczyniowego, miniaturyzacji implantów oraz techniki im- plantacji.

Analiza uwarunkowań biofizycznych układu serce - naczynia wieńcowe pozwoliła uwy­

puklić cechy środowiska tkankowego, które powinny być kompatybilne z cechami bioma­

teriału i powierzchni stentu. Stąd istotnym zagadnieniem, z uwagi na procesy generowania i rozchodzenia potencjałów czynnościowych kom órek mięśnia sercowego, które należy uwzględnić w kryteriach jakościow ych oceny stentów, są własności elektryczne i magnetycz­

ne użytych biomateriałów metalowych. W prowadzenie implantu metalowego do układu na­

czyń wieńcowych nie może zakłócać przebiegu procesów biofizycznych.

W łasności fizyczne biom ateriałów metalowych nabierają szczególnego znaczenia ze względu na możliwość zainicjowania procesu hemostazy przez wprowadzenie stentu do ukła­

du krwionośnego. Dane literaturowe w skazują że proces interakcji krwi z materiałami im- plantacyjnym i nie został jeszcze w pełni poznany. Pomimo tego wskazuje się na jego podsta­

wy biofizyczne [57+60]. Podkreśla się przede wszystkim proces przekształcania fibrynogenu (forma nieaktywna białka) w fibrynę (forma aktywna białka). Towarzyszy temu proces prze­

108

Zbigniew Paszenda kazyw ania elektronów do m ateriału m etalowego implantu. Ponadto, składniki krwi w ykazują określone w łasności m agnetyczne. D ecyduje o nich głównie hemoglobina, stanowiąca jeden ze składników erytrocytów. Zatem zarówno własności elektryczne powierzchni implantu, jak i m agnetyczne biom ateriału (z uwagi na m agnetotropizm elementów m orfotycznych krwi) w yw ierają znaczący w pływ na przebieg w ystępujących procesów elektromagnetycznych.

W ystępuje więc potrzeba ustalenia dodatkowych kryteriów jakościow ych doboru stentów dotychczas nie uwzględnianych.

Specyfika stosow ania stentów w zabiegach angioplastyki wieńcowej w ynika również z ich m iniatinyzacji oraz techniki im plantacji. Stenty wieńcow e s ą najczęściej w ytwarzane ze stali Cr-Ni-M o - (tablica 2.1). Grubość ich ścianek mieści się w zakresie 0,07+0,14 mm [19, 20]. U w arunkow ania takie w ym uszają zatem konieczność stosowania drobnoziarnistej stali austenitycznej o dobrej jakości metalurgicznej (minimalna zawartość wtrąceń niem etalicz­

nych o dużej dyspersji rów nom iernie rozm ieszczonych w osnowie). T a grupa biomateriałów m etalowych od w ielu lat pow szechnie je st stosowana na implanty w chirurgii urazowo- ortopedycznej, szczękowo-twarzowej oraz torakochirugii. W ieloletnie badania ich biotoleran- cji pozw oliły ustalić pewne kryteria jakościow e i ilościowe gwarantujące bezpieczeństwo ich stosow ania oraz zestaw ić je w aktach norm atyw nych [61]. O dnoszą się one przede wszystkim do składu chem icznego i fazowego stali. Zakresy stężenia pierwiastków stopowych zapew nia­

j ą param agnetyczną strukturę austenityczną i dobrą odporność na korozję wżerową. Kryteria dotyczące składu fazowego tych gatunków stali precyzują głównie dopuszczalny stopień za­

nieczyszczenia stali wtrąceniam i niem etalicznym i, rozm iar ziarna austenitu oraz brak zaw ar­

tości ferrytu 5. O graniczenie zanieczyszczenia stali wtrąceniami niemetalicznymi poprzez określenie jedynie num eru wzorca (wtrącenia grube - max 1, wtrącenia cienkie - 1,5) nie uw zględnia ich param etrów stereologicznych. Ponadto nie można przyjąć kryterium rozm iaru ziarna (G > 4) z uwagi na małe wym iary stentów wieńcowych. Dlatego obecne kryteria oce­

ny struktury i m etody kw alifikacji jakości stali Cr-Ni-M o narzucone wymogami norm y nie odzw ierciedlają w pełni uwarunkow ań zw iązanych z tak zm iniaturyzowaną postacią tych implantów.

Analiza danych literaturowych wskazuje, że rozwiązania występujących problem ów kli­

nicznych w angioplastyce wieńcowej upatruje się głównie w kształtowaniu własności fizy­

kochem icznych pow ierzchni stentów. Z tego też względu badania prowadzone w wielu ośrod­

kach inżynierii biom edycznej koncentrują się przede w szystkim na zagadnieniach technolo­

gicznych, zw iązanych z w ytw arzaniem warstw pow ierzchniow ych ograniczających rozwój niekorzystnych zjaw isk (w ykrzepianie krwi i restenoza). Jednakże analiza wyników badań tych w arstw na pow ierzchni stentów w skazuje na brak rozważań syntetyzujących. O granicze­

nie nierzadko zakresu badań jedynie do testów hem olizy, wykrzepiania, hodowli kom órko­

w ych w w arunkach in vitro nie odzwierciedla pełnego spektrum właściwości użytkowych stentów [124+153]. W wielu pracach nie akcentuje się również roli procesu obróbki po­

wierzchniowej biom ateriału metalowego, kształtującej mikrostrukturę i własności warstwy powierzchniowej stentu. Zagadnienia te są bardzo istotne i stanow ią o jakości oraz adhezji w arstwy powierzchniowej do podłoża biom ateriału stentu. Dodatkowo brak danych dotyczą­

cych m ikrostruktury wytw arzanych warstw, ich podatności na odkształcenie, topografii po­

Podsumowanie i wnioski

109

wierzchni oraz odporności korozyjnej minimalizującej odczyny i powikłania pooperacyjne (ocenianych w testach in vivo) uniem ożliwia kom pleksow ą ocenę ich roli w zastosowaniach na im planty w kardiologii zabiegowej.

N a podstawie analizy stosowania stali Cr-Ni-M o na stenty wieńcowe oraz uwarunkowań biofizycznych układu serce — naczynia wieńcowe zaistniała konieczność opracowania wła­

snego program u badawczego. Um ożliwia on zastosowanie skutecznej metodologii kształ­

tow ania i kontrolow ania własności użytkowych stentów. Sformułowano tezę pracy nawiązu­

ją c ą do ustalenia korelacji pom iędzy m ikrostrukturą własnościami mechanicznymi biomate­

riału stentu wieńcowego o określonych cechach użytkowych uwzględniającej technikę im­

plantacji, a własnościami fizykochemicznymi jego powierzchni, odpowiednimi do specyfiki biofizycznej układu krwionośnego. Celem zweryfikowania przyjętej tezy zaplanowano i zre­

alizowano kom pleksowe, interdyscyplinarne badania poznaw cze (z uwzględnieniem badań przedklinicznych). Opracowano metodologię procesu wytwarzania zaproponowanej postaci stentu wieńcowego, analizy w arunków im plantowania oraz oceny jego finalnej jakości - rys.

3.1. A lgorytm postępowania zawiera pięć podstawowych etapów obejmujących - zdaniem autora rozpraw y - niezbędne do w ykonania technologie oraz badania cech użytkowych sten­

tów. Analiza procesów fizjologicznych i biofizycznych układu sercowo-naczyniowego po­

zwoliła na wyodrębnienie cech biochem icznych i biofizycznych środowiska tkankowego, które pow inny być uwzględnione zarówno przy kształtowaniu m ikrostruktury i własności fizykochem icznych stentów, jak i ustaleniu warunków oceny ich jakości finalnej. Uwzględ­

niając te zagadnienia w rozprawie rozważono rodzaj i jakość w arstwy powierzchniowej na stentach, ja k również problem techniki implantacji i użytkowania stentów (rozprężanie, cy­

kliczne obciążanie, reakcje elektrofizjologiczne). N a podstawie dotychczasowych, pozytyw­

nych doświadczeń i w yników badań własnych z implantami ze stali Cr-Ni-Mo i stopu Co-Cr- Mo z naniesioną w arstw ą pasyw no-w ęglow ą zrealizowanych w warunkach in vitro i in vivo [63+66, 156+160, 162, 164, 165] zaproponowano również wytworzenie takiej warstwy na powierzchni analizowanej postaci stentu wieńcowego. W ymagało to jednakże ustalenia wa­

runków wytwarzania warstwy, ja k rów nież określenia ich w pływu na cechy użytkowe sten­

tów.

W e wstępnym etapie opracowano technikę kształtowania przyjętej do badań postaci stentu wieńcowego. W ymagało to przeprow adzenia analizy oraz wstępnych eksperymentów w eryfikujących cechy materiałowe i użytkowe implantu. Do ustalenia postaci i cech użytko­

w ych stentów wykorzystano wieloletnie doświadczenia kliniczne Katedry i Oddziału Klinicz­

nego Kardiologii Śląskiego Centrum Chorób Serca w Zabrzu. Dlatego skoncentrowano się na klinicznie użytecznej postaci stentu w kształcie zw oju (stent typu „coil”). T aką postać implan­

tu otrzymuje się z jednego odcinka drutu poprzez wstępne jego ukształtowanie w „sinusoidę”

i następnie nawinięcie na w ałek o średnicy 2 m m - rys. 3.3. D la tego zadania badawczego opracowano i wykonano urządzenie do realizacji pierwszego etapu procesu kształtowania stentów. Zaproponowany trójmodułowy mechanizm napędowy, sterujący pracą poszczegól­

nych popychaczy, zapewnił ukształtowanie wymaganej liczby zwojów „sinusoidy” bez ko­

nieczności zm iany mocowania - rys. 3.4+3.6. Takie rozwiązanie w sposób zdecydowany

110 Zbigniew Paszenda ogranicza, ju ż na etapie kształtowania stentu, pow staw anie wad na powierzchni drutu, skutku­

jących rozwojem procesu korozyjnego podczas jego użytkowania.

D la przyjętej postaci stentu we wstępnej fazie badań wykonano analizę num eryczną układu stent - naczynie wieńcowe. M odelowanie tego układu ze względu na współzależność różnych zjaw isk fizycznych je st zagadnieniem złożonym. W trakcie implantacji w ystępują duże zm iany w konfiguracji geom etrycznej stentu. Efektem je s t um ocnienie m ateriału stentu.

W pracy przedstaw iono m odele geom etryczne stentu oraz naczynia wieńcowego i prze­

prow adzono ich dyskretyzację, w ykorzystując elem ent typu SOLID - rys. 3.7, 3.8 i 3.10. D o­

bór tego elem entu pozw alał na uw zględnienie dużych przem ieszczeń i obrotów. W arunki brzegow e przyjęte w pierw szym etapie obliczeń odwzorowywały zjaw iska zachodzące w obiekcie rzeczyw istym w fazie jeg o rozprężania i odciążania. O bliczenia pozw oliły na w y­

znaczenie rozkładu naprężeń zredukowanych w elem entach stentu wieńcowego dla średnicy drutu 0 0 ,1 2 m m i 0 0 ,1 6 m m - r y s . 4.1+ 4.6. N a tej podstaw ie ustalono obszary stentu, w których w ystępują największe naprężenia. W yznaczone wartości naprężeń były w iększe od wartości granicy plastyczności stali Cr-Ni-M o (Rpo,2 = 1 9 0 MPa). Zapewnia to trw ałe od­

kształcenie analizowanej postaci stentu w trakcie zabiegu implantacji niezbędne dla popraw ­ nego osadzania im plantu w ściankach naczynia.

W yznaczono rów nież zależności pom iędzy naprężeniam i zredukowanymi w obszarze największego w ytężenia pojedynczych segm entów stentu w funkcji przem ieszczenia prom ie­

niowego — rys. 4.9 i 4.10. A naliza num eryczna um ożliwiła także wyznaczenie charakterystyk biom echanicznych przedstaw iających zależność siły prom ieniowej oddziałującej na jeden zwój stentu jak o funkcję przem ieszczenia prom ieniow ego na etapie rozprężania stentu na baloniku, ja k i odciążania - rys. 4.7 i 4.8. B yły one podstaw ą do określenia sztywności anali­

zowanego zwoju stentu odrębnie dla procesu jego rozprężania i zaciskania. Określone w arto­

ści stopnia ostentow ania i skrócenia stentu po jego rozprężeniu były adekwatne do stosow a­

nych w praktyce klinicznej stentów różnych producentów - tablica 2.1.

Istotnym problem em je s t interakcja pom iędzy stentem a naczyniem w ieńcow ym spowodowana zm iennością obciążenia w yw ołaną cyklicznym i zm ianam i ciśnienia krwi. D la­

tego w drugim etapie analizy numerycznej rozważano korelację otrzym anych charakterystyk z m odelem dyskretnym naczynia wieńcow ego i określenie wzajem nego oddziaływania stentu i naczynia w ieńcow ego - rys. 4.11. Poddano analizie relacje ilościowe przem ieszczenia pro­

m ieniow ego elem entów ścianki naczynia będące efektem rozprężenia stentu do średnicy wewnętrznej 3 m m i przepływ u krwi o zróżnicow anych w artościach ciśnienia (pi = 10 kPa i P2 = 16 kPa) uzasadnionych czynnikam i fizjologicznymi - rys. 4.12+4.15, tablica 4.1. U sta­

lono, że o przydatności tego rodzaju analizy decydowały przyjęte warunki brzegowe zależne m.in. od postaci geometrycznej naczynia, ja k i w artości charakteryzujących jego własności mechaniczne. Przeprow adzona analiza układu naczyń wieńcow ych umożliwiła opracowanie m odelu odzw ierciedlającego rzeczyw iste cechy geom etryczne oraz własności m echaniczne naczyń z uwzględnieniem także w pływu zm ian chorobowych naczynia [50]. Przyjęte uprosz­

czenia dotyczyły pom inięcia zm ian postaci naczynia wywołanych zjawiskiem fazowości przepływu w ieńcow ego (zmiany objętości, kształtu i położenia mięśnia sercowego). Ponadto krew je s t płynem nienewtonowskim , a w spółczynnik lepkości je st zm ienny i zależy od zmian

Podsumowanie i wnioski 111

pól prędkości. Przyjęto więc ustalony przepływ krwi. Pom im o przyjętych uproszczeń wydaje się, że przeprowadzenie tej analizy było użyteczne. Analiza może więc stanowić bazę do prow adzenia rozważań dotyczących inicjacji procesu proliferacji komórkowej, stanowiącej je d n ą z głównych przyczyn ponownego zm niejszenia przekroju czynnego naczynia.

N a podstawie analizy numerycznej dobrano cechy geometryczne i własności mechanicz­

ne drutu ze stali Cr-Ni-M o przeznaczonego na stenty wieńcowe. Założono, że dla ukształ­

tow ania rozważanej postaci stentu wieńcowego należy zastosować drut ze stali Cr-Ni-Mo o średnicy 0,12 mm oraz wytrzym ałości na rozciąganie R ra = 470 M Pa i umownej granicy plastyczności Rp0,2 = 1 9 0 M Pa. Ponadto w analizie numerycznej wyznaczono obszary o naj­

większym wytężeniu. Stanow ią one m iejsca zagrożone powstawaniem w ad podczas formo­

w ania stentu, jego rozprężania oraz użytkowania. Uzasadnia to zatem konieczność badania finalnej jakości stentów ze szczególnym uwzględnieniem wyznaczonych obszarów.

Analiza numeryczna układu stent — naczynie wieńcowe była podstaw ą do rozważań nad doborem cech strukturalnych i m echanicznych biom ateriału metalowego. Do wykonania za­

proponowanej postaci stentu przyjęto, jako m ateriał wyjściowy, drut o średnicy 0,20 mm ze stali Cr-Ni-M o (gatunek D w g PN-ISO 583201) w stanie umocnionym. Z gatunków tej stali wytwarzane je st około 90% stentów dostarczanych przez producentów światowych. Istotnym problem em doboru m ateriału była struktura i własności m echaniczne biom ateriału metalowe­

go. D la tej grupy biom ateriałów zostały opracowane kryteria jakości i metody kwalifikacji [61]. N ależało jednak poddać je dodatkowej ocenie, która miała wykazać, czy w sposób do­

stateczny zapew niają własności m echaniczne dla tak delikatnej postaci implantu, jakim jest stent wieńcowy.

Ocenę odkształcalności drutu o średnicy 0,2 mm prowadzono, stosując różne warunki obróbki cieplnej niezbędne do uzyskania m ikrostruktury i własności m echanicznych zapew­

niających prawidłowy proces kształtowania postaci stentu, jego implantacji oraz użytkowania.

N a podstaw ie przeprowadzonych badań metalograficznych mikroskopowych ustalono, że dotychczasowe zalecenia normatywne dotyczące stali Cr-Ni-M o na stenty nie w pełni określa­

j ą jej cechy jakościowe. N a przykład ograniczono ocenę stopienia zanieczyszczenia stali wtrą­

ceniami niemetalicznymi do analizy jakościow ej i określania numeru wzorca - rys. 4.16, ta­

blica 4.2. Dlatego w pracy wyznaczono dodatkowo parametry stereologiczne: pole po­

wierzchni wtrąceń niemetalicznych, powierzchnię względną ich przekrojów oraz długość maksymalnej cięciwy. Badania potwierdziły, że ze stali o takich cechach stereologicznych wtrąceń niem etalicznych m ożna ukształtow ać stent, poddać go rozprężaniu i bezpiecznie użytkować - rys. 4.17+4.19, tablica 4.3.

Badania mikroskopowe z wykorzystaniem metalografii ilościowej są zatem niezbędne, aby w m aksymalnym stopniu ograniczyć ju ż w początkowym etapie wytwarzania stentów, niekorzystny wpływ wtrąceń niem etalicznych na dekohezję i podatność na korozję biomate­

riału. Stad uzupełnienie skali wzorców poprzez przyporządkowanie im określonych parame­

trów stereologicznych je st celowe. N ależy więc wprowadzić odpowiednie ustalenia kryterial- ne do opracowań normatywnych, dotyczących cech jakościow ych biomateriałów stosowa­

nych na stenty wieńcowe. Opracowanie tego rodzaju ustaleń wymaga przeprowadzenia posze­

rzonych badań nad wpływem rodzaju wtrąceń, ich kształtu i rozmieszczenia na własności

m echaniczne, a w szczególności na plastyczność i odporność na różne rodzaje korozji (wże­

rową, naprężeniow ą, zm ęczeniową).

O bserw acje m ikroskopowe badanej stali Cr-N i-M o potw ierdziły występowanie drobno­

ziarnistej m ikrostruktury austenitu - rys. 4.20 i 4.21. Rozm iar ziam , określony m etodą po­

rów naw czą oraz z w ykorzystaniem autom atycznego analizatora obrazu, odpowiadał wzorco­

wi G = 10. Taki rozm iar ziam był w ym agany ze względu na cechy geometryczne stentu. Dla­

tego też zagwarantowanie określonych cech użytkow ych stentom w ym aga zaktualizowania w zaleceniach norm atyw nych kryterium odnoszącego się do rozmiaru ziam.

Problem atyka doboru w łasności m echanicznych biom ateriału metalowego powinna każdorazow o uw zględniać założoną postać stentu. Do prób kształtowania stentu przyjęto drut o średniej w artości wytrzym ałości na rozciąganie Rmśr = 490 M Pa i umownej granicy pla­

styczności Rpo,2śr= 195 MPa. Tak ukształtow ane w łasności wytrzym ałościow e korelowały ze stanem naprężeń wyznaczonym w analizie numerycznej.

Badania w w arunkach in vitro um ożliw iły w eryfikację dośw iadczalną cech geom etrycz­

nych i własności m echanicznych drutu ze stali Cr-Ni-M o przeznaczonego na stenty w ieńco­

we. Próby prow adzono z użyciem stentów w ieńcow ych w w arunkach uwzględniających po­

szczególne etapy implantacji: zakładanie im plantów n a baloniku, ich rozprężanie oraz ocenę zwężenia przekroju czynnego stentu. O bserw acja przez przeźroczyste ścianki fantom ów na­

czynia wieńcow ego potw ierdziła prawidłowość dobranej średnicy oraz własności m echanicz­

nych drutu. Proces rozprężania stentów przebiegał w sposób prawidłowy. W efekcie stwier­

dzono bardzo dobre przyleganie stentów do ścian fantom ów n a całym ich obwodzie w e­

wnętrznym . O kreślone wartości skrócenia w zględnego stentów były zgodne z danymi uzyskanym i w analizie numerycznej - tablica 4.5. Ponadto nie obserwowano zróżnicowania wartości skrócenia w zględnego dla poszczególnych grap stentów o różnym sposobie przygo­

tow ania ich pow ierzchni. Stwierdzono więc, że wym ienione cechy m ikrostruktury oraz w ła­

sności m echaniczne drutu po obróbce cieplnej zapew niały łatwe form owanie założonej posta­

ci stentów, ja k rów nież ich odkształcania w fazie implantowania.

Podstaw ow ym kryterium przydatności biom ateriału m etalowego na stenty w ieńcowe je st biotolerancja. W głównej m ierze biotolerancja zw iązana je st z własnościam i fizykochem icz­

nymi pow ierzchni stentu, które pow inny być kom patybilne z cechami środowiska tkanek układu krw ionośnego. B iom ateriał wprow adzony do układu krwionośnego nie może pow o­

dować zm ian składu elektrolitu, nieodw racalnych uszkodzeń struktury białek, uwalniania składników upostaciow ionych krw i, ja k też nie pow inien inicjować procesu wykrzepiania, reakcji toksycznych i immunologicznych. W celu ograniczenia tych niekorzystnych zjaw isk ustalono warunki w ytw arzania w arstwy pasywno-węglowej na powierzchni rozważanej po­

staci stentu wieńcowego.

W ytw arzanie w arstw y pasywno-węglowej było procesem kilkuetapowym. Obejmowało etap polerow ania elektrolitycznego, pasyw ow ania i nanoszenia w arstw y węglowej. Proces polerow ania elektrolitycznego zastosowano w celu uzyskania wymaganej średnicy drutu (0,12 m m ) oraz z uwagi na konieczność zapew nienia dużej gładkości powierzchni stentów.

Dane literaturow e w sk azu ją że topografia pow ierzchni ma zasadniczy wpływ na efekt zabiegu angioplastyki [120+123]. Związane to je st z destrukcją czerwonych ciałek krwi

11

/ __________________________________________________

Zbigniew Paszenda Podsumowanie i wnioski

113

(erytrocytów) z wydzieleniem hem oglobiny, czyli procesem hemolizy. Proces ten je st m.in.

efektem zbyt dużej chropowatości powierzchni implantu. Z uwagi na stosowaną postać pół­

wyrobu, polerowanie m etodą elektrochem iczną realizowano w sposób ciągły - rys. 3.2, ta­

blica 3.2. Taki sposób obróbki powierzchniowej drutu zapew nił m ałą chropowatość jego powierzchni (Ra<0,16 pm ) oraz stałość w ym aganych cech geom etrycznych na długości (d = 0,12+0,005 mm) - rys. 4.39a.

W dalszej kolejności, na podstaw ie wstępnych badań odporności korozyjnej, ustalono warunki nanoszenia w arstwy pasywno-węglowej (pasywowanie + nanoszenie w arstwy wę­

glowej). D o tego celu wykorzystano istniejące w Politechnice Łódzkiej urządzenie do wytwa­

rzania w arstwy węglowej m etodą rfP A C V D .

D obór warunków nanoszenia w arstw y węglowej na powierzchnię polerow aną elektroli­

tycznie i spasyw ow aną przeprowadzono na próbkach - proste odcinki drutu ze stali Cr-Ni-Mo o długości zapewniającej ukształtowanie analizowanej postaci stentu. Proces przeprowadzano w dwóch etapach (rozdz. 3.3). Obejm ował wstępne czyszczenie (trawienie) powierzchni pró­

bek i w łaściw y proces nanoszenia w arstw y węglowej. Ustalenie prawidłowych warunków czyszczenia zapobiegło wytrawieniu w arstw y pasywnej. Obecność tej warstwy jest nie­

odzowna dla zapewnienia dobrej adhezji nanoszonej w dalszym etapie warstwy węglowej [66-70, 159, 162, 164, 165]. Z kolei określenie w arunków właściwego procesu nanoszenia w arstw y węglowej podyktowane było zarówno koniecznością zapewnienia jej podatności na odkształcenia, jak i m iniaturyzacją przyjętej postaci implantu. Zatem ten etap badań w spo­

sób kluczow y zdecydował o własnościach fizykochemicznych w arstwy pasywno-węglowej.

W pracy przedstawiono jedynie wyniki pomiarów dla próbek z w arstw ą pasyw ną i pasywno-

W pracy przedstawiono jedynie wyniki pomiarów dla próbek z w arstw ą pasyw ną i pasywno-

W dokumencie Kształtowanie własności fizykochemicznych stentów wieńcowych ze stali Cr-Ni-Mo do zastosowań w kardiologii zabiegowej (Stron 56-68)