CoCrMo ALAġIMININ SOL-JEL YÖNTEMĠ ĠLE YÜZEY MODĠFĠKASYONU. YÜKSEK LĠSANS TEZĠ Kudret SOLUM

ĠSTANBUL TEKNĠK ÜNĠVERSĠTESĠ FEN BĠLĠMLERĠ ENSTĠTÜSÜ CoCrMo ALAġIMININ SOL-JEL YÖNTEMĠ ĠLE YÜZEY MODĠFĠKASYONU YÜKSEK LĠSANS TEZĠ Kudret SOLUM Anabilim Dalı : Metalurji ve Malzeme Mühendisliği Programı : Malzeme Mühendisliği OCAK 2011

ĠSTANBUL TEKNĠK ÜNĠVERSĠTESĠ FEN BĠLĠMLERĠ ENSTĠTÜSÜ CoCrMo ALAġIMININ SOL-JEL YÖNTEMĠ ĠLE YÜZEY MODĠFĠKASYONU YÜKSEK LĠSANS TEZĠ Kudret SOLUM (506081428) Tezin Enstitüye Verildiği Tarih : 20 Aralık 2010 Tezin Savunulduğu Tarih : 26 Ocak 2011 Tez DanıĢmanı : Prof.Dr. Hüseyin ÇĠMENOĞLU (ĠTÜ) Diğer Jüri Üyeleri : Prof. Dr. E. Sabri KAYALI (ĠTÜ) Prof. Dr. Mehmet KOZ (MÜ) OCAK 2011

ÖNSÖZ Yüksek lisans tez çalıģmam boyunca tez yönetimimi üstlenen, fikir, bilgi ve deneyimlerinden çalıģmamın her aģamasında yararlandığım, her zaman desteğini gördüğüm değerli hocam Prof. Dr. Hüseyin ÇĠMENOĞLU na sonsuz teģekkürlerimi sunarım. ÇalıĢmalarım sırasında yardım ve desteklerini esirgemeyen, görüģ ve önerilerinden faydalandığım değerli hocalarım Yard. Doç. Dr. Murat BAYDOĞAN a ve Prof. Dr. E. Sabri KAYALI ya içten teģekkürlerimi sunarım. Deneylerdeki yardımları ve tezin oluģturulmasındaki önerileri için Y. Müh. Rıza KARADAġ a, tez çalıģmama yardım eden araģtırma görevlisi Y. Müh. Mert GÜNYÜZ e. Y. Müh. Onur MEYDANOĞLU na ve Y. Müh. Özgür ÇELĠK e teģekkür ederim. Antibakteriyel testlerim sırasında olanakları sağlayan, bilgi ve deneyimleri ile yol gösteren Prof. Dr. Dilek HEPERKAN a ve deneyler sırasında bana yardım eden Müh. Sibel ERTUĞRUL a teģekkürü bir borç bilirim. Yüksek lisans tez çalıģmam boyunca verdiği fikir, destekleri ve yardımları için çok sevgili arkadaģım Y. Müh. Meliha TEKĠN ÇETĠN e ve Müh. Burcu ÖZTÜRK e sonsuz teģekkür ederim. Yüksek lisans dönemi boyunca birlikte çalıģtığım tüm arkadaģlarım ve meslektaģlarıma ayrıca teģekkür ederim. Eğitim hayatı boyunca beni her zaman destekleyen aileme de teģekkür eder, sevgilerimi sunarım. Aralık 2010 Kudret SOLUM (Metalurji ve Malzeme Mühendisi) v

vi

ĠÇĠNDEKĠLER ÖNSÖZ... v ĠÇĠNDEKĠLER... vii KISALTMALAR... ix ÇĠZELGE LĠSTESĠ... xi ġekġl LĠSTESĠ... xiii ÖZET... xv SUMMARY... xvii 1. GĠRĠġ... 1 2. BĠYOMALZEMELER... 3 2.1 Biyomalzemelerin Tarihi... 4 2.2 Biyomalzemelere Neden Gerek Vardır?... 6 2.3 Biyouyumluluk... 6 2.4 Biyomalzeme Türleri... 7 2.4.1 Metalik malzemeler... 8 2.4.1.1 Paslanmaz çelikler 9 2.4.1.2 Kobalt alaģımları 9 2.4.1.3 Ti alaģımları 9 2.4.2 Kompozit biyomalzemeler... 14 2.4.3 Polimerik biyomalzemeler... 15 2.4.4 Seramik biyomalzemeler... 16 3. KOBALT - KROM (Co - Cr) ALAġIMLARI... 19 3.2. Ġmplant Uygulamaları... 26 3.3 CoCrMo AlaĢımını Kaplama Uygulamaları... 29 4. SOL-JEL YÖNTEMĠ ĠLE ĠNCE FĠLM KAPLAMA... 33 Sol-Jel Film Kaplama Yöntemleri... 35 4.1.1 Daldırma yöntemi... 36 4.1.2 Döndürme yöntemi... 37 4.1.3 Püskürtme yöntemi... 38 4.1.4 Elektroforez yöntemi... 38 4.1.5 YerleĢtirme yöntemi... 38 4.1.6 Termoforez yöntemi... 39 4.1.7 KarıĢık yöntem... 39 4.2 Sol-Jel Yönteminde Kullanılan BileĢenler... 39 4.2.1 Metal alkoksitler... 39 4.2.2 Alkoller... 39 4.2.3 Katalizörler... 39 5. DENEYSEL ÇALIġMALAR... 41 5.1 Altlıkların Hazırlanması... 41 5.2 Solün Hazırlanması... 41 5.3 Kaplamalara Ait Karakterizasyon ÇalıĢmaları... 44 Sayfa vii

5.4 Antibakteriyellik Deneyleri... 45 5.4 Biyoaktivite Deneyleri... 46 6. DENEYSEL SONUÇLAR... 49 6.1 Kaplamanın Karakterizasyonu... 49 6.1.1 Daldırma hızının kaplama kalınlığına ve özelliklerine etkisi... 49 6.1.2 Kaplamanın yapısal karakterizasyonu... 52 6.2 Antibakteriyellik Ġncelemeleri... 56 7. GENEL SONUÇLAR... 59 8. KAYNAKLAR... 61 EKLER... 65 viii

KISALTMALAR SEM EDS SBF XRD DTA E.coli : Taramalı Elektron Mikroskobu (Scanning Electron Microscope) : Enerji Dispersif Spektrometresi : Yapay Vücut Sıvısı (Simulated Body Fluid) : X-ıĢınları Difraksiyonu : Diferansiyel Termal Analizi : Escherichia coli ix

x

ÇĠZELGE LĠSTESĠ Sayfa Çizelge 2.1 : Ġmplant-doku arayüzeyi etkileģimini etkileyen faktörler..3 Çizelge 2.2 : Ġmplant-doku arayüzeyi etkileģimini etkileyen faktörler..4 Çizelge 2.3: Vücutta kullanılanmalzemeler...8 Çizelge 2.4 : Bazı metalik implantların özgül ağırlıkları...10 Çizelge 2.5 : Ti ve alaģımlarının mekanik özellikleri...11 Çizelge 2.6 : Nitinol un özellikleri..14 Çizelge 2.7 : Ġmplant olarak kullanılan polimerler vesimgeleri...16 Çizelge 2.8 : Biyoseramiklerin formu, fazı ve fonksiyonları...17 Çizelge 3.1 : Kobalt alaģımlarının uluslararası standartlarının karģılaģtırılması..21 Çizelge 3.2 : Kobalt alaģımlı implantlarin kimyasal bileģimi..22 Çizelge 3.3 : Kobalt alaģımlarının fiziksel özellikleri..24 Çizelge 3.4 : Dökümle üretilmiģ CoCr ve toz metallurjisiyle üretilmiģ CoCr alaģımlarının mekaniksel özellikle..26 Çizelge 5.1 : Altlık malzemesi olarak kullanılan DIN 5832-12 kobalt krom alaģımının kimyasalanalizi..41 Çizelge 5.2 : Yapay vücut sıvısı (SBF) hazırlamada kullanılan bileģikler...47 Çizelge6.1 : Kaplanan numunelerin ve CoCrMo alaģımının yüzey özellikleri 50 Çizelge 6.2 : Numunelerin SEM görüntüleri ve EDS analizleri... 52 Çizelge 6.3 : Sterilizasyon sonrası numunelerin SEM görüntüsü ve EDS analizi 54 Çizelge A.1 : Belirli sürelerde SBF testine tabi tutulan standart F75 CoCrMo alaģımının SEM görüntüleri ve EDS analizleri 70 Çizelge A.2 : Belirli sürelerde SBF testine tabi tutulan TiO 2 kaplı numunenin SEM görüntüleri ve EDS analizleri.72 Çizelge A.3: Belirli sürelerde SBF testine tabi tutulmuģ 0.033 Ag/TiO 2 kaplı numunenin SEM görüntüsü ve EDS analizleri..74 Çizelge A.4: Belirli sürelerde SBF testine tabi tutulmuģ 0.066 Ag/TiO2 kaplı numunenin SEM görüntüsü ve EDS analizleri..75 Çizelge A.5: Belirli sürelerde SBF testine tabi tutulmuģ steril 0.066 Ag/TiO2 kaplı numunenin SEM görüntüsü ve EDS analizleri..77 Çizelge B.1 : SBF4. haftaeds analizleri kimyasal bileģimi.79 Çizelge B.2 : Numunelerin EDS analizlerinin kimyasal bileģimi.80 xi

xii

ġekġl LĠSTESĠ Sayfa ġekil 2.1 : Kemiklerin onarımında kullanılan plakalar 5 ġekil 2.2 : Ti-6Al-4V alaģımlı implant..10 ġekil 2.3 : Ortopedide kullanılan çeģitli kompozitler ve kullanım yerleri.15 ġekil 2.4 : Alümina baģlı titanyum kalça protezi...18 ġekil 3.1 : Ġnsan kalçasının anatomisi 27 ġekil 3.2 : Kalça eklemi değiģimi...27 ġekil 3.3 : Total diz protezi 29 ġekil 4.1 : Ġnce film hazırlama yöntemleri.35 ġekil 4.2 : Daldırma kaplama yöntemini...37 ġekil 4.3 : Döndürme kaplama yönteminin aģamaları...38 ġekil 5.1 : (a) TiO 2 ve (b) Ag/TiO 2 Jelinin DTA grafiği...43 ġekil 5.2 : TiO 2 jelinden elde edilen tozların belli sıcaklıklardaki XRD paternleri..43 ġekil 5.3 : Daldırma kaplam cihazı...44 ġekil 5.4 : E.coli bakteri kolonisi...46 ġekil 5.5 : Biyoaktivite deney düzeneği.49 ġekil 6.1 : (a) F75 CoCrMo, (b) TiO 2 kaplı, (c) 0,5 g Ag/TiO 2 kaplı numuneler..50 ġekil 6.2 : Numunelerin çizik testi görüntüleri ( a) Ag/ TiO 2 ince film kaplama ( b)tio 2 ince film kaplama...51 ġeki 6.3 : ( a) 0.5 g Ag/TiO 2 kaplamanın ( b) Sterilizasyon sonrası 0.5 g Ag/TiO 2 kaplamanın XRD analiz paterni.55 ġekil 6.4 : GümüĢ nitrat miktarina bağlı zon geniģliği..56 ġekil A.1 : (a )TiO2 ile kaplanan numunelerin 1.0k, (b) 10k büyütmelerde yüzey görüntüleri (c ) %0,25 Ag/TiO 2 ile kaplanan numunelerin 3.0k (d) 10k büyütmelerde yüzey görüntüleri (e ) %0,5 Ag/TiO 2 ile kaplanan numunelerin 3.0k ( f) 10k büyütmelerde yüzey görüntüleri (g) Sterilizasyon sonrası %0,5 Ag/TiO 2 ile kaplanan numunelerin 1.0k ( h) 2.5k büyütmelerde yüzey görüntüleri 66 ġekil B.1 : Numunelerin disk difüzyon yöntemiyle antibakteriyellik özeliklerinin belirlenmesi( a) iģlemsiz ( b) steril iģlemsiz ( c) TiO 2 ( d) steril TiO 2 (e) 0,066 Ag/TiO 2 ( f) steril 0,066 Ag/TiO 2 (g) 0,5 Ag/TiO 2 ( h) steril 0,5 Ag/TiO 2 ( i) 0,2 Ag/TiO 2 80 xiii

xiv

CoCrMo ALAġIMININ SOL-JEL YÖNTEMĠ ĠLE YÜZEY MODĠFĠKASYONU ÖZET Kobalt alaģımları implant malzemesi olarak geniģ bir kullanım alanına sahiptir. Özellikle de ortopedik malzemesi olarak tercih edilmektedir. Bu alaģımın mukavemetinin, korozyon ve aģınma dirençlerinin yüksek olması yük taģıyan yapımında tercih edilmesinin temel sebepleridir. Bu üstün özellikleri nedeni ile vücuttaki kullanım ömrüyirmi yıldan fazla olabilmektedir. Korozyon dirençleri yüksek olsa da yüzeydeki pasif oksit film her zaman stabil olmaması nedeniyle operasyondan bir süre sonra hastanın vücut sıvısında kobalt ve krom miktarı artması (iyon salınımı) bu alaģımın olumsuz yönüdür. Ayrıca sürtünme etkisi ile oluģan aģınma ürünleri implantın ömrünü azaltır. Bu çalıģmanın amacı CoCrMo alaģımını sol-jel daldırma yöntemiyle TiO 2 ve Ag/TiO 2 ince film ile kaplayarak biyoaktivite ve mikrobiyellik açısından yüzey özelliklerini geliģtirmektir. Bu amaçla alaģım yüzeyleri TiO 2 ve farklı oranlardaki gümüģ konsantrasyonlu Ag/TiO 2 filmi ile kaplanmıģtır. Ġnce filmin yapısal analizleri SEM görüntülerinin incelenmesi, EDS analizi ve X-ıĢınları difraksiyonu ile yapılmıģtır. Standart F75 kobalt alaģımı, TiO2 ve Ag/TiO 2 ince film kaplı numuneler bir aylık SBF testi uygulanarak biyoaktiviteleri incelenmiģtir. SBF testinden sonra numuneler üzerinde SEM çalıģmaları yapılmıģtır.yine standart numune, TiO 2, çeģitli konsantrasyonda gümüģ katkılı TiO 2 kaplı ve sterilizasyona tabi tutulmuģ numunelerin E.coli tipi bakterilerle antibakteriyellik deneyleri yapılarak antibakteriyellik davranıģları incelenmiģtir. Bu çalıģmalar sonucunda CoCrMo üzerinde sol-jel yöntemi ile oluģturulan TiO 2 ve Ag/TiO 2 ince filmlerin (150-180 nm kalınlığında) altlığa iyi yapıģtığı ve kaplanan numunelerin biyoaktivitelerinin arttığı görülmüģtür. Buna ek olarak TiO 2 esaslı ince filmde yeter düzeydegümüģ bulunması CoCrMo alaģımına antibakteriyelözellik kazandırmaktadır. xv

xvi

SURFACE MODIFICATION OF CoCrMo ALLOYS BY SOL-GEL PROCESS SUMMARY CoCrMo alloys,which have wide variety of applications as implant material, particularly preferred as orthopaedic implant materials owing to their high strength, high corrosion resistance and wear resistance. Despite of high corrosion resistance,release of ions causes after implantation causes a rapid increase in cobalt and chrome concentration in the body fluid. which is the weakest point of these alloys. Additionally, creation of wear debris as the result of friction and wear shorten implant lifetime. The aim of this work was to modify the surface of a standard F75CoCrMo alloy in order toenhance the bioactivity and antibacterial performance bydepositing TiO 2 and Ag/TiO 2 thin films. 150 to 180 nm thick Ag/TiO 2 and TiO 2 films were developed by sol-gel dip coating technique. Structural characterization of thin film has been made by the aids of SEM examinations, EDS analysis and X-ray diffraction analysis. Additinally uncoated and coated samples has been exposed to SBF tests for a month in order to study their bioactivities. After SBF test, SEM images have been studied.uncoated and coated samples were subjected to antibacterial tests against E.coli type bacteria before and after sterilization process. Finally it is conclucled theadherent TiO 2 and Ag/TiO 2 filmswere deposited on the CoCrMo substrates which enchanced the biocompability. Presence of certain amount of Ag within the TiO 2 film induced antibacterial antibacterial activity. Strelization did not cause a reduction in the antibacterial perfortmance of the films. xvii

xviii

1. GĠRĠġ Biyomalzemeler, insan vücudundaki canlı dokuların iģlevlerini yerine getirmek veya desteklemek amacıyla kullanılan malzemelerdir. Biyomalzemelerin, kendilerini çevreleyen dokuların değiģimlerine engel olmaması ve dokularda istenmeyen tepkilere yol açmaması istenir. Bu amaca uygun olarak yeni malzemelerin geliģtirilmesi için çalıģmalar yapılmaktadır. Kristal yapıları ve metalik bağlar nedeniyle üstün mekanik özelliklere sahip metal ve alaģımlarının biyomalzeme olarak kullanım alanları çok fazladır. Biyomalzeme uygulamalarında üstün mekanik, fiziksel ve kimyasal özelliklerinden dolayı kobalt ve alaģımları yaygın olarak kullanılmaktadır. CoCrMo alaģımları biyouyumluluğa sahip malzemelerdir. Bu malzemeler uzun yıllardan beri diģçilikte ve son zamanlarda yapay eklemlerde kullanılmaktadır. Üstün mekaniksel özellikleri, yüksek aģınma ve korozyon direncinden dolayı ortopedik implant malzemesi olarak özellikle kalça eklemi ve diz yenilemede geniģ bir kullanım alanı vardır. Yüzeyde oluģan ince pasif oksit film sayesinde mükemmel korozyon direnci elde edilir. CoCrMo alaģımlarının mükemmel korozyon direncine rağmen, hala ortopedik implantlardan vücut sıvısına doğru metal iyonu salınımıolduğu belirtilmektedir. Vücutta Co-Cr esaslı implant kullanıldığı zaman vücut sıvısında Co, Cr ve Ni konsantrasyonlarının arttığı gözlenmiģtir. Ġmplant- doku arayüzeyinde kümelenmiģ olan metal iyonları ve aģınma kalıntıları gibi materyaller dokuya doğru geçiģ yaparlar. Bu zararlı metal iyonlarının dokulara geçiģini azaltmak veya durdurmak için alaģım yüzeyleri ince film kaplanabilir. Ġnce filmler, kalınlığı 1 µm den az olan metal oksit filmler olarak tanımlanabilir. Ġnce filmlerin kullanım alanları oldukça geniģtir. Gıda, otomotiv, beyaz eģya, cam, elektronik, telekomünikasyon sanayisinde ve koruyucu tabaka yapımında kullanılır. Ġnce filmler, yüzeyde koruyucu tabaka oluģturularak biyomalzemelerin özelliklerinin geliģtirilmesi amacıyla da kullanılmaktadır. Bu tez çalıģmasında ortopedik implant malzemesi olarak kullanılan Co-Cr alaģımının sol jel yöntemiyle TiO 2 ve Ag/ TiO 2 ile kaplanması amaçlanmıģtır. TiO 2 filminin 1

alaģımın biyouyumluk özelliğini geliģtireceği, Ag ilavesi ile bu ince filmin antibakteriyel özellik kazanacağı beklenmektedir. 2

2. BĠYOMALZEMELER Biyomalzemeler, vücudun bir parçasıyla yer değiģtirebilen veya fonksiyonunu güvenilir, sağlam, ekonomik ve fizyolojik olarak yerine getirebilen ayrıca vücut tarafından kabul edilen bir malzemeden yapılan cihazlar olarak tanımlanabilir [1]. Bunlar vücutta hasar görmüģ dokuların tedavisinde ve bozulmuģ organlarımızın yerini, kısmen ya da tamamen, kısa ya da uzun sürelerle ve vücutla sürekli temas halinde kalan yapay malzemelerdir [2]. Ġmplant kullanımında üretiminin kolay ve ucuz olması da önemlidir. Ġmplant ile doku arayüzeyi çeģitli faktörlerden etkilenmektedir. Bunlar gerek dokunun özellikleri gerekse de implantın özellikleridir. EtkileĢimin iyi olabilmesi için göz önüne alınması gereken etkenler Çizelge 2.1`de verilmiģtir. Çizelge 2.1 :Ġmplant-doku arayüzeyi etkileģimini etkileyen faktörler [3]. Doku tarafı Dokunun türü Dokunun sağlığı Dokunun yaģı Dokudaki kan dolaģımı Arayüzeydeki kan dolaģımı Arayüzeydeki hareketlilik Uyumluluk Mekaniksel yüklenme Ġmplant tarafı Ġmplantın kompozisyonu Ġmplantı oluģturan fazlar Faz sınırları Yüzey morfolojisi Yüzey porozitesi Kimyasal reaksiyonlar Uyumluluk Mekaniksel yüklenme Doku-implant etkileģimi farklı sonuçlara neden olur. Biyoaktif ise doku ile implant arayüzeyinde bağ oluģur. EtkileĢim sonucu dokuyu olumlu veya olumsuz etkileyebilir veya istenilen olumlu sonuçlar elde edilebilir. Ġmplant-doku etkileģiminin sonuçları Çizelge 2.2 de verilmiģtir. 3

Çizelge 2.2 : Ġmplant-doku etkileģiminin sonuçları [3]. Ġmplant-doku reaksiyonu Toksik Biyolojik olarak yaklaģık inert Biyoaktif Ġmplantın çözülmesi (Dissolution of implant) Sonuç Doku ölümü ile sonuçlanır. Doku,implantın etrafında lifsel kapsül üretir. Doku implant ile arayüzey bağlantı oluģturur. Doku implantın yerini alır. Bir biyomalzemenin veya implantın baģarısını büyük ölçüdeetkileyen üç ana faktör vardır. Bu faktörler; implantın biyouyumluluğu ve özellikleri, alıcının (hastanın) sağlık durumu ve operasyonu gerçekleģtiren cerrahın yeteneğidir. Bir implantın vücutta kullanılabilir olduğunu bazı karakteristik testlerle anlaģılabilir.[1]. Bunlar: 1. implantın doku yüzeyi tarafında kabulü (biyouyumluluk gibi) 2. farmakolojik olarak uygunluğu (toksik olmayan, alerjik olmayan gibi) 3. kimyasal olarak inert ve kararlı oluģu (zamanla bozunmayan) 4. yeterli mekaniksel mukavemete sahip oluģu 5. yeterli yorulma ömrü 6. dizayn mühendisliği 7. uygun ağırlık ve yoğunluk 2.1 Biyomalzemelerin Tarihi 1860`larda Dr. J. Lister steril ameliyat tekniğini geliģtirene kadar demir, gümüģ, altın ve platinden yapılmıģ implantlar çoğunlukla vücuda konulduktan sonra oluģan enfeksiyon yüzünden baģarısız olurdu. Ameliyatlarda kullanılan steril teknik sayesinde enfeksiyon görülme oranında büyük bir düģüģ oldu. Yakın zamana kadar yapılan çalıģmaların çoğu uzun kemiklerin tamiri ve eklemler üzerineydi. 1990`ların baģında Lane of England çelikten kırık kemiklerin onarımında kullanılan plakayı dizayn etti [1].1924` de Zierold tarafından vücutta kullanılan implant malzemeleri içinde en inert olan Co-Cr alaģımları (Stellite) bulundu. Çok geçmeden 18-8 (%18 Cr, %8 Ni) ve 18-8sMo (%2-4 Mo) paslanmaz çelik, korozyon dirençlerinin yüksek oluģu nedeniyle lanse edildi. 4

ġekil 2.1 :Kemiklerin onarımında kullanılan plakalar [4]. Daha sonra Vitallium adında baģka bir alaģım (%19 Cr, %9 Ni) medikal uygulamalarda kullanılmaya baģlandı. 1939 yılında tantalyum kullanılmaya baģlandı fakat mekanik özelliklerinin düģük oluģu ve cevherden elde ediliģinin zor olması sebebiyle ortopedide fazla kullanılmadı. Nörolojik ve plastik cerrahide geniģ bir kullanım alanı buldu. 1926`da Hey-Groves marangoz vidalarını kullanınca femur boyun kırıkları da düzeltilmeye baģlandı. 1931`da Smith-Petersen ilk palet çıkıntılı tırnağı bularak uyluk baģının (femoral head) dönüģünü engelledi. Ġlk olarak paslanmaz çelik malzeme kullandı fakat daha sonra vitalliumu kullanmaya baģladı. 1937 yılında Thornton Smith-Petersen tırnağının ucuna bir metal plakayı vidayla takarak daha iyi bir destek sağladı. 1939 yılında ise Smith-Petersen femoral baģın üzerine yapay çanak seklinde bir kap kullandı. Judet kardeģler akrilik polimerden yapılmıģ ilk protezi dizayn ettiler. Ayni tip akrilik polimerler mükemmel saydamlık ve biyouyumluluk özelliklerinden dolayı 1940-1950 `lerde kornea değiģiminde kullanıldı. Materyal problemleri ve ameliyat tekniklerinin zorluğundan dolayı 1950`lere kadar kalp ve kan damarlar implantları ile ilgili geliģmeler olmadı. Kan damarı implantları polietilen, akrilik polimer, altın, gümüģ ve alüminyumdan yapılan rijit tüplerle baģladı fakat kısa süre sonra içleri kan pıhtısıyla dolmaya baģladı. Damar implantlarındaki en önemli ilerleme 1952 yılında Voorhees, Jaretzta ve Blackmore tarafından kopolimerden yapılan bez (cloth) protezin kullanılmasıyla olmuģtur. Bu katı sentetik yüzeye oranla kanla daha uyumluydu ve fazla pıhtının oluģmasını engellemekteydi. 1950`lerin ortasında açık kalp ameliyatlarındaki geliģmelerle birlikte insana kalp kapakçığı takılması da mümkün hale geldi. Starr ve Edwards 1960 yılında metal bir kafesin içinde destekli silikon kauçuk toptan oluģan ilk ticari kalp kapakçığını yaptılar. Bununla birlikte yapay kalp ve kalbi destekleyen cihazlar geliģtirildi. 1970`lerde total kalp değiģimi denemeleri yapıldı. 1990`larda yapılan 5

çalıģmalarla implantta kemiksi yapı oluģtu ve 2000`lerde doku mühendisliği bölümü kuruldu [1]. 2.2 Biyomalzemelere Neden Gerek Vardır? Ġnsanların dokularında olan kayıpların (kaza, hastalık, doğumdan, yaģlanma, vb) karģılanma yolları: Kendi vücudundan (Otogreft, riskli, acılı,yetersiz bir yöntemdir). BaĢka bir insandan (Allogreft, donör azlığı, reddedilme, enfeksiyon kapma gibi olumsuzluklar olabilir). BaĢka canlılardan (Ksenogreft, uyum sorunu problemleri olabilir). BaĢka sorun: Donör kıtlığı, kadavradan alındığında enfeksiyon riski. Çözüm: Gerekli dokunun özelliklerini taklit eden malzemelerin, yani biyomalzemelerin, üretilip hastalıklı doku yerine kullanılmasıdır [2]. Biyomalzeme uygulamalarından bazı örnekler: Dental Ġmplantlar Doku YapıĢtırıcıları Ġlaç Salım Sistemleri Kalp Kapakçıkları Kalp Pilleri Kemik Çimentosu Stentler Sütürler Vasküler Greftler Vidalar Deri, Yanık ve Yara Örtüleri Yapay Eklemler (Kalça, Diz, Dirsek) Kemik Defekt Dolguları Kırık (Sabitleme) Plakları Koklea Ġmplantları Kontakt ve Ġntraoküler Lens Kornea Ġmplantları Yapay Kalp ve Ventriküler Assist Total Kalça Protezi Cihazları, Balonlar Yapay Kan Tendonlar ve Ligamentler[2] 2.3. Biyouyumluluk Biyomalzemeler, insan vücudunun çok değiģken koģullara sahip olan ortamında kullanılırlar. Örneğin vücut sıvılarının ph değeri farklı dokulara göre 1 ila 9 arasında değiģir. Günlük aktivitelerimiz sırasında kemiklerimiz yaklaģık 4 MPa, tendonlar ise 40-80 MPa değerinde gerilmeye maruz kalırlar. Bir kalça eklemindeki ortalama yük, vücut ağırlığının 3 katına kadar çıkabilir, sıçrama gibi faaliyetler sırasında ise bu 6

değer vücut ağırlığının 10 katı kadar olabilir. Vücudumuzdaki bu gerilmeler ayakta durma, oturma ve koģma gibi faaliyetler sırasında sürekli tekrarlanır. Biyomalzemelerin tüm bu zor koģullara dayanıklı olması gerekir. GeçmiĢte gerek tahta, kauçuk gibi doğal malzemelerin, gerekse altın, cam gibi yapay malzemelerin biyomalzeme olarak kullanımı deneme yanılma yoluyla yapılırdı. Vücudun bu malzemelere verdiği cevaplar farklıydı. Belirli koģullar altında, bazı malzemeler vücut tarafından kabul görürken, aynı malzemeler, koģullar değiģtiğinde vücut tarafından reddedilebilir. Son 30 yıl içinde biyomalzeme/doku etkileģimlerinin anlaģılması konusunda önemli bilgiler elde edilmiģtir. Özellikle canlı ve cansız malzemeler arasında çok büyük farklılıklar olduğu belirlenmiģtir. AraĢtırmacılar, "biyomalzeme" ve "biyouyumluluk" terimlerini, malzemelerin biyolojik performanslarını belirtmek için kullanmıģlardır. Biyouyumlu olan malzemeler, biyomalzeme olarak adlandırılmıģ ve biyouyumluluk; uygulama sırasında malzemenin vücut sistemine uygun cevap verebilme yeteneği olarak tanımlanmıģtır. Biyouyumluluk, bir biyomalzemenin en önemli özelliğidir. Biyouyumlu, yani vücutla uyuģabilir bir biyomalzeme, kendisini çevreleyen dokuların normal değiģimlerine engel olmayan ve dokuda istenmeyen tepkiler (iltihaplanma, pıhtı oluģumu, vb) meydana getirmeyen malzemedir. Biyouyumluluk terimi biraz daha geniģletilerek, biyomalzemenin yapısal ve yüzey uyumluluğu olarak ayrı ayrı tanımlanmıģtır. Yüzey uyumluluğu, bir biyomalzemenin vücut dokularına fiziksel, kimyasal ve biyolojik olarak uygun olmasıdır. Yapısal uyumluluk ise, malzemenin vücut dokularının mekanik davranıģına sağladığı optimum uyumdur. Biyouyumluluğu yüksek olan malzemeler metaller, seramikler, polimerler ve kompozitler olarak gruplandırılmaktadır [5]. 2.3 Biyomalzeme Türleri Gunumuzde kullanılan biyomalzemeler, biyolojik ve sentetik olmak uzere iki gruba ayrılmaktadır.biyolojik malzemeler, polipeptidler (proteinler), polisakkaritler,nukleik asitler, polyesterler, hidroksiapatit veya bunların kompozitlerindenolusmaktadır [5]. Bu malzemeler doğal ya da yapay polimerler, seramikler, metaller ve kompozitlerden oluģurlar. Vücutta kullanılan malzemelere Çizelge 2.3 de bazı örnekler verilmiģtir. 7

Çizelge 2.3 :Vücutta kullanılan malzemeler [1]. Malzeme Avantajları Dezavantajları Örnekler Polimerler (naylon, silikon, kauçuk, polyester vb.) Esnek Üretimi kolay DüĢük mukavemetli Zamanla deformasyona uğrama Bozunabilme Kulak, burun, damar, cerrahi iplik, kalça soketi Metaller (Ti alaģımları, Co-Cr alaģımları, Paslanmaz çelik, Au vb.) Mukavemetli, Tok Sünek Korozyona uğrayabilir Yoğun Üretimi zor Eklem değiģimi DiĢ implantları Vida, kemik plakaları Seramikler (Alümina zirkonya, hidroksi apatit içerikli kalsiyum fosfat, karbon) Yüksek biyouyumluluk. Kırılgan Mukavemeti düģük Gerilme mukavemeti düģük DiĢ implantları Ortopedik implantlar Kompozitler (karbon-karbon teli veya fiber takviyeli kemik çimentosu) Mukavemetli KiĢiye özel üretim Üretimi zor Kemik çimentosu DiĢ reçineleri 2.3.1 Metalik malzemeler Yüksek akma mukavemetleri ve süneklikleri metalleri, kalıcı boyutsal değiģikliklere ve büyük deformasyonlara uğramadan ağır yüklere dayanmak için uygun kılar. Metalik implantlar genellikle iki temel amaç için kullanılır. Eklemler, uzun kemikler, kafatası plakaları gibi vücutta değiģtirilen protezlerde kullanılır. Diğer taraftan iyileģme sürecinde kırık kemiklerle diğer organları dengede tutmak için sabitleme materyalleri olarak kullanılır. Kemik plakalar, çomaklar, çivi, vida, cerrahi iplik kullanılan sabitleme materyallerine verilebilecek bazı örneklerdir. Sabitleme materyalleri geçici olarak dokuların iki parçasını bir arada tutar ve iyileģmeden sonra genellikle uzaklaģtırır. Vücutta kullanım süreleri birkaç gün de olabilir birkaç ay da olabilir. Black`e göre 1970 lerin ortalarında Amerika`da 25000 total diz ve 75000 total kalça değiģimi yapıldı. 1990 larda ise bu oranlar 100000 150000 gibi değerlere yükselmiģtir [1]. Paslanmaz çelik, Co alaģımları, Ti alaģımları, tantalyum, platin ve iridyum gibi mühendislik materyalleri implant malzemesi olarak kullanılmıģtır. 8

2.3.1.1 Paslanmaz çelikler Paslanmaz çelikler en çok kullanılan implant alaģımlarıdır. BaĢlıca sebepleri kolay üretimi, istenilen mekanik özellikleri ve korozyon davranıģıdır. En çok kullanılan metalik malzemelerden olan paslanmaz çelik, titanyum alaģımları ve kobalt alaģımları arasında en az korozyon direncine sahip olan metaldir. Molibden ilavesiyle korozyon direnci artırılmıģtır. Maksimum karbon miktarı %0.08`den %0.03`e indirilerek korozyon direncinin daha da artması sağlanmıģtır. Paslanmaz çelik alaģımlarının baģlıca elementleri krom, molibden ve nikeldir. Krom miktarı en az %11 olmalıdır ki korozyona direnci olsun [6]. Ġmplant malzemesi olarak en çok kullanılan 316 ve 316L östenitik paslanmaz çeliklerdir. Bu malzemeler soğuk iģlemle sertleģtirilirler. Korozyon dirençleri daha yüksektir ve manyetik değildirler. 316 paslanmaz çeliğin karbon içeriği %0.08 iken 316L paslanmaz çeliğin karbon içeriği %0.03`dur. Paslanmaz çeliğin avantaj ve dezavantajları [7]: Ġyi mekanik özellikler, Kolay Ģekillendirilme, Ucuz üretim ve maliyet, Paslanmaz çelikteki nikel bazının hastalarda alerjik sorunlara neden olması Korozyon direncinin diğer metalik biyomalzemelerden düģük olmasıdır. 2.3.1.2 Kobalt alaģımları Ġmplant malzemesi olarak kullanilan kobalt esaslıalaģımlar Bölüm 3 de açıklanmıģtır. 2.3.1.3 Ti alaģımları Titanyum, 1930 dan beri biyomalzeme olarak kullanılmaktadır. Çizelge 2.4 de görüldüğü gibi titanyum, paslanmaz çelik ve vitalyum a (CoCrMo alaģımı) göre daha hafiftir. Titanyumun, biyomalzeme uygulamaları için mekanik ve kimyasal özellikleri yanı sıra, hafif oluģu da önemli özelliklerden biridir. Titanyum korozyondirencini yuzeyinde doğal yolla olusan 10 nm kalınlığındaki oksit tabakasındanalmaktadır[8]. Titanyumun inert özellikte olması, nontoksit yapısı, antimagnetik özelliği, hafif olması, mekanik özelliklerinin iyi oluģu, rahatlıkla küçük boyutlu 9

numunelerinüretilebilmesi, biyokompatibilesinin yüksek olması, korozyona karģı dirençli olması,elastiklik modülünün kemiğinkine çok yakın olması gibi özellikleri ortopedik uygulamalarda biyomalzeme olarak kullanılmasını sağlamaktadır [8]. Çizelge 2.4 :Bazı metalik implantların özgül ağırlıkları [8]. AlaĢımlar Özgül Ağırlık (g/cm 3) Ti ve alaģımları 4,5 316 Paslanmaz Çelik 7,9 CoCrMo 8,3 CoNiCrMo 9,2 NiTi 6,7 ġekil 2.2 : Ti-6Al-4V alaģımlı implant [8]. Günümüzde ticari saf titanyum genellikle diģ implantıtitanyum alaģımları (özellikle Ti6Al4V) ve yük taģıyan ortopedik implant yapımında kullanılmaktadır. ġekil 2.2`de ortopedik implant gösterilmektedir.ti6al4v alaģım implantının özellikleri: Özel olarak verilmiģ geometrik Ģekil, Gittikçe incelen sap gövdesi ve optimum ölçüler, Yüksek çimento içerikli titanyum alaģımı, Titanyum yüzeyinde plazma ile gözenek oluģturulmuģ Üst tabaka hydroksiapatit ve gözenekli titanyum alaģımından üretilmiģtir AlaĢımın üstün biyouyum özelliğinden dolayı kemik ve dokuyla mükemmel uyumu Ģeklindedir. Ti ve alaģımlarının mekanik özellikleriçizelge 2.5`de verilmiģtir. 10

Çizelge 2.5 :Ti ve alaģımlarının mekanik özellikleri 9. Mekanik Özellik AlaĢım Çekme Dayanımı (MPa) Akma Dayanımı ( y ) Uzama (%) Kesit Daralması (%) Young Modülü (GPa) AlaĢım Tipi Saf Ti 1.Cins 240 170 24 30 102,7 Saf Ti 2.Cins 345 275 20 30 102,7 Saf Ti 3.Cins 450 380 18 30 103,4 Saf Ti 4.Cins 550 485 15 25 104,1 Ti-6Al-4V ELĠ (TavlanmıĢ) Ti-6Al-4V (TavlanmıĢ) 860-965 795-875 10-15 25-47 101-110 + 895-930 825-869 6-10 20-25 110-114 + Ti-6Al-7Nb 900-1050 880-950 8,1-15 25-45 114 + Ti-5Al-2,5Fe 1020 895 15 35 112 + Ti 5Al 1,5B 925-1080 820-930 15-17 36-45 110 + Ti-15Su-4Nb-2Ta-0,2Pd (TavlanmıĢ) (YaĢlandırılmıĢ) Ti-15Zr-4Nb-4Ta-0,2Pd (TavlanmıĢ) (YaĢlandırılmıĢ) 860 1109 715 919 790 1020 693 806 21 10 28 18 64 39 67 72 89 103 94 99 + 11

Mekanik Özellik AlaĢım Çekme Dayanımı (MPa) Akma Dayanımı ( y ) Uzama (%) Kesit Daralması (%) Young Modülü (GPa) AlaĢım Tipi Ti13Nb13Zr (YaĢlandırılmıĢ) TMZF (Ti-12Mo-6Zr-2Fe) (TavlanmıĢ) Ti 15Mo (TavlanmıĢ) Tiadyne 1610 (YaĢlandırılmıĢ) Ti-15Mo-5Zr-3Al (ST) (YaĢlandırılmıĢ) 21RX (TavlanmıĢ) (Ti-15Mo-2,8Nb-0,2Si) 973-1037 836-908 10-16 27-53 79-84 1060-1100 700-1060 18-22 64-73 74-85 874-851 544-736 21-10 82 78-81 852 838 25 48 80 852 1060-110 838 1000-1060 25 18-22 48 64-73 979-999 945-987 16-18 60 83 Ti 35,3Nb 5,1Ta 7,1Zr 596,7 547,1 19 68 55 Ti 29Nb 13Ta 4,6Zr (YaĢlandırılmıĢ) 911 964 13,2 80 80 12

Titanyum hafif olması, kimyasallar ve asitlerden etkilenmemesi, iyi korozyon direncinin olması, dokuda alerjik reaksiyon oluģturmaması, renk değiģtirmemesi, tuzlu sudan etkilenmemesi, yüksek güç ve düģük yoğunluk gibi bazı üstün özelliklere sahiptir [8].Ti-6Al-4V alaģımı 1970 li yıllarda kalça implantı uygulamalarında kısa bir süre oldukça popülerolmasına rağmen kalça implantı baģ kısmı olarak vücut içerisinde uzun süredayanıklılığı konusunda bazı kaygılar ortaya çıkmasından dolayı 1980 lerin sonundapopülaritesi düģmüģtür. Sonrasında yapılan araģtırmlarla vücutta farklı yerlerde kullanılmaya baģlanmıģtır. Titanyum iģleme teknolojisi yüksek ve pahalı olsa da, bu üstün özelliklerinden dolayı; havacılık, uzay, uçak, tıp (kalça ve diz implantları, kalp valfi, diģ dolgu maddesi v.s.), el aletleri ve hatta golf sopasına kadar pek çok kullanım alanına sahiptir. Biyomalzeme olarak kullanılan titanyum ve alaģımlarının mekanik özellikleri Çizelge 2.5 de verilmektedir [8]. Ticari saf titanyum ve Ti6Al4V alaģımından farklı olarak TiNi alaģımlar, ısıtıldıklarında ilk Ģekillerine dönebilme yeteneğine sahiptirler. Bu özelliğe Ģekil hafıza özelliği denmektedir [8]. ġekil hafıza etkisi biyomalzeme uygulamalarında; diģ köprülerinde, kafatası içerisindeki damar bağlantılarında, yapay kalp için kaslar ve ortopedik protezlerde faydalanılır. Bu alaģımlar belirli sıcaklıklarda (faz dönüģüm sıcaklılarında ) Ģekil hafıza etkisi gösterirler [8]. Ni-Ti Ģekil hafızalı alaģımlarında oluģturulan gözenekli yapı, insan vücuduyla olan biyouyumundan dolayı biyomedikal uygulamalarda önemli bir uygulama alanına sahip olmuģlardır. Ti-Ni alaģımı insan vücudunda yapay olarak, sert dokuların cerrahi aģılamalarında kullanılır [8]. Nikel ve Titanyumdan (%49/51 Ni ) oluģan, deformasyon sonrası sıcaklığa bağlı olarak Ģekil hafıza özelliği gösteren alaģıma Nitinol denir. Bu alaģımın, ABD de deniz savaģ araçları laboratuarlarında (Naval Ordance Laboratuary) adlandırılmıģtır.alaģım oranı ağırlıkça % 49/51 Ni oranlarında, 630 o C de kongrunent bileģiği oluģturmakta ve yapı bu oranlarda 1310 o C de sıvı hale ulaģmaktadır [8]. 13

Bu yüksek sıcaklık alaģımı oluģturan Nikel ve Titanyum atomlarının kafes yapılarında, uygun yerleri almalarını sağlamaktadır. Nitinolun alaģımının sahip olduğu özellikler Çizelge 2.6 da verilmiģtir [8]. Çizelge 2.6 : Nitinol un özellikleri [10]. KarıĢım Oranı 49/51 Ni Ergime Derecesi 1310 o C (2370 o F) Yoğunluk 6,45 g/ cm 3 Özdirenç DönüĢüm Sıcaklığı Korozyon Dayanımı 100 micro- ohm.cm (östenit) 70 micro-ohm.cm(martenzit) -200 o C ile 110 o C arası Çok Yüksek 2.3.2 Kompozit biyomalzemeler Dokular genel olarak sert ve yumuģak dokular olmak üzere iki gruba ayrılır. Sert dokulara örnek olarak kemik ve diģ, yumuģak dokulara örnek olaraksa kan damarları, deri ve bağlar verilebilir. Yapısal uyumluluk düģünüldüğünde, metaller ya da seramikler sert doku uygulamaları için, polimerler ise yumuģak doku uygulamaları için seçilebilir. Metaller ve seramiklerin elastik modül ile tanımlanan sertlik dereceleri, insan vücudundaki sert dokulara oranla 10-20 kat daha fazla olur. Ortopedik cerrahide karģılaģılan en önemli problemlerden biri, kemikle metal ya da seramik implantın sertlik derecesinin birbirini tutmamasıdır. Kemik ve implanta binen yükün paylaģılması doğrudan bu malzemelerin sertliğiyle ilgilidir. Ġmplantın sertlik derecesinin, temasta olduğu dokularla aynı olacak Ģekilde ayarlanması, kemikte oluģacak deformasyonları engeller. Kullanımdaki tüm bu olumsuzlukları ortadan kaldırmak amacıyla, liflerle güçlendirilmiģ polimerik malzemeler, yani polimer kompozitler alternatif olarak sunulmaktadır. Kompozit, farklı özellikteki yapıdaki iki ya da daha fazla sayıda malzemenin, sınırlarını ve özelliklerini koruyarak oluģturduğu çok fazlı malzeme olarak tanımlanabilir. Dolayısıyla kompozit malzeme, kendisini oluģturan bileģenlerden birinin tek baģına sahip olamadığı özelliklere sahip olur. Kompozit malzeme, matris olarak adlandırılan bir malzeme içerisine çeģitli güçlendirici malzemelerin katılmasıyla hazırlanır. Matris olarak çeģitli polimerler, güçlendirici olaraksa çoğunlukla cam, karbon ya da polimer 14

lifler, bazen de mika ve çeģitli toz seramikler vücut içi uygulamalarda güvenle kullanılabilir [10]. Vucutta kullanılan çeģitli kompozitler ve kullanım yerleri ġekil 2.3`de gösterilmektedir. ġekil 2.3 :Ortopedide kullanılan çeģitli kompozitler ve kullanım yerleri [11]. 2.3.3 Polimerik biyomalzemeler Polimerler, içersinde karbon bulunan, uzun organik molekül zincirlerinden oluģurlar. Çoğu kristal yapıda değildir. Fakat kristal olan ve olmayan yapıyı bir arada bulunduran türleri de vardır. Polimerik malzemenin kristalliğinin, malzemenin özellikleri üzerinde büyük etkisi vardır, bu nedenle yüksek kristalli malzemelerin özgül kütleleri, daha az kristalli malzemelerin özgül kütlelerinden daha fazladır. Ayrıca malzemenin yüksek kristal oranına sahip olması, su emilimini azaltır, gaz geçirgenliğini önler ve çözücülere karģı direncini artırır. Mekanik ve fiziksel yapısı geniģ bir aralıkta değiģen polimer malzemelere, ince iplik, Ģeffaf film, kalın levha, blok yada profil gibi çok değiģik Ģekil istenilen kolaylıkla verilebilir ve maliyetleri de çok düģüktür [10]. Kalıplama ve extrüzyon yolu ile elde edilebilen çeģitli polietilenlerden, en yüksek yoğunluğa sahip olanının kısa adı olan UHMWPE, kıkırdak dokuya benzer, yüksek 15

dayanım ve düģük sürtünme katsayısı özellikleri nedeniyle ortopedide özellikle acetabulum kap olarak kullanım alanı bulmuģtur. Bu malzeme sayesinde, daha önce kullanılan yüksek sürtünme katsayılı yatak malzemelerinin kullanımından vazgeçilmiģtir. Saf polimer tozundan herhangi bir Ģekilde (çubuk, levha, kütük) üretilebilen UHMWPE malzeme tıbbi amaçlı kullanımında steril paketli olarak piyasya sunulur. Bu konudaki uygulanması gereken kurallar ve özellikler ASTM F648-84 standardında belirtilmiģtir. DüĢük yoğunluklu polietilen (LDPE), orta yoğunluklu polietilen (MDPE), yüksek yoğunluklu polietilen (HDPE) gibi çeģitleri bulunan polietilenlerden düģük yoğunluklu olan çeģitleri ise yumuģak doku yenilenmesinde plastik cerrahide ve kateter olarak kullanım alanı bulmuģtur [10]. Çizelge 2.7 :Ġmplant olarak kullanılan polimerler vesimgeleri [10]. CF Karbon Fiberleri PBT Polibutilenterepyalat PELA Laktik Asidin blok ko-polimeri PC Polikarbonat GF Cam Fiberleri PCL Polikaprolakton PET Polietilenteraftalat PMA Polimetaakrilat HDPE Yüksek Yoğunluklu Polietilen PMMA Polimetilmetaakrilat PGA Poli (glikolikasit) MMA Metilmetaakrilat KF Kevlar Fiberi PU Poliüretan PHB Polihidroksibutrat PE Polietilen LCP Sıvı Kristal Polimer PP Polipropilen PA Poliaktal PEA Polietakrilat LDPE DüĢük Yoğunluklu Polietilen PS Polisülfon PLA Poli (Laktik asit) PEEK Polietherekton PLLA Poli (L-Laktik-asit) PTFE Politetrafloritin PLDLA Poli (L-DL-Laktil asit) PEG Polietilen glikon PHEMA Poli (HEMA) yada Poli(hidroksietilmetaakrilat 2.3.4 Seramik biyomalzemeler PVC Polyglactin Polivinilklorür PLA ve PGA nın kopolimeri Son elli yılda insan hayatının kalitesini seramikleri kullanarak arttırmak için birçok geliģme olmuģtur. Bu geliģmeler daha çok insan vücudunun görevini yitirmiģ, zarar görmüģ kısımlarının yenilenmesinde veya hastalıkların iyileģtirilmesinde kullanılan seramiklerin dizaynı ve üretilmesi alanlarındadır. Bu amaç için kullanılan 16

seramiklere biyoseramik denir. Biyoseramikler daha çok iskelet sistemimizin onarılmasında, kemiklerin kaynaģmasında, eklemlerde ve diģlerde uygulanmaktadır. Ayrıca seramikler kalp ve damar sistemimizin bazı bölümlerin özellikle kalp kapakçığının değiģtirilmesinde kullanılır. Camların özel forminasyonları tümör tedavisinde kullanılmaktadır [10]. Biyoseramik vücut da alacağı göreve göre üretim Ģekli ve fazları değiģmektedir. Seramikler ayrıca kaplama malzemesi olarak da kullanılır veya bir kompozit deki ikinci faz olarak da kullanılmaktadır. Biyoseramikler birçok değiģik faz olarak yapılabilirler. Bunlar tek kristal, poli kristal (alimüna ve hidroksihepatit), cam,cam seramik veya kompozit (polietilen-hidroksihepatit ) dir. Bu faz veya fazlar istenilen özelliklere ve fonksiyonlara göre değiģmektedir. Örneğin; yüksek mukavemetinden dolayı tek kristaller diģ implantı olarak kullanılırlar. Cam seramikler yüksek mukametleri ve kemikle iyi bağlanabildikleri için kemiklerin değiģtirilmesinde kullanılır. Vertpra kemiklerinin değiģtirilmesinde kullanılır [10]. Çizelge 2.8 :Biyoseramiklerin formu, fazı ve fonksiyonları [3]. Form Faz Fonksiyon Toz Kaplama Döküm Polikristal Cam Polikristal Cam Cam-seramik Tek kristal Polikristal Cam Cam seramik Kompozit BoĢluk doldurma, Tedavi edici, Dokunun yenilenmesi. Doku kaynaģtırma, PıhtılaĢma direnci,korozyondan korunma. Doku büyümesi ve değiģtirilmesi, ÇalıĢan bölümün değiģimi. Seramikler ve camlar çok uzun süre sağlık endüstrisinde vücut dıģı uygulamalarda kullanılır. Gözlük, termometre, lazer ve endoskopi için fiberoptikler bu uygulamalara örnek olarak gösterilebilir. Seramikler uzun zamandan beri diģçilikte kullanılmaktaydı fakat vücut da implant malzemesi olarak otuz yıldır kullanılmaktadır [3]. 17

Biyoseramikler alümina, zirkonya, kalsiyum fosfat seramikler, cam ve camseramikler oaraksınıflandırılabilir. ġekil 2.4`de alümina baģlı titanyum kalça protezi görülmektedir. ġekil 2.4 :Alümina baģlı titanyum kalça protezi [12]. 18

3. KOBALT - KROM (Co - Cr) ALAġIMLARI 3.1. Genel Özellikler Kobalt adını ortaçağ avrupa madencilerinin kurģun ve kalay madenlerinin üretimi esnasında oluģan, ergimeyen ve metalin kullanılmasını engelleyen katı yapı nedeniyle maden ruhu, Ģeytan anlamına gelen Kobold tanımlamasından almıģtır. M.Ö. 2000 li yıllardan beri kobalt bileģikleri cam ve emayede mavi boya olarak kullanılmasına rağmen, element olarak 1742 yılında Ġsveçli araģtırmacı G. Brant tarafından yeni bir metal olarak ve 1780 de Torbern Bergman tarafından element olarak tanımlanmıģtır. Yeryüzünde 25 mg/ton ortalama ile kobalt en az sıklıkla bulunan elementler grubundadır. Okyanus diplerinde bulunan manganez yumruları (% 0,25 Co) dıģında, tahmini rezerv 5,7x10 6 ton olarak tahmin edilmektedir. Kobalt stratejik ve endüstriyel uygulamalarda ve askeri alanda önemli kullanım alanlarına sahiptir. Kobalt, en çok süper alaģım olarak jet motor türbinlerinde kullanılırken, malzemelere manyetiklik özelliği kazandırma, korozyondan korunma ve mekanik özelliklerin iyileģtirilmesi amacıyla alaģımlarda, yüksek hız çeliklerinde, takım çeliklerinde, elmas takımlarında ve kesici uçlarda alaģım elementi olarak da kullanılır. BileĢikleri ise petrol ve seramik endüstrisinde katalizör ve boyalarda pigment, mürekkep ve verniklerde kurutma maddesi olarak kullanılır. Ayrıca pil elektrotlarında, her tip manyetik malzemelerde ve kayıt cihazlarında kullanılmaktadır. Günümüzde kobaltın en büyük maden üretici ülke Zaire (% 52) ve en büyük metal kullanıcısı ise Amerika BileĢik Devletleri dir [13]. Havada bulunan toz halindeki kobaltın solunması ve kobalt tuzlarına deri teması neticesinde kobalt zehirlenmesi gerçekleģir. Toz halinde alınan element kobalt akciğerlerde çözünerek kana ve idrara karıģır. Hayvanlarda yapılan deneylerde ince partiküllerin ( 20 nm) yarım saatte, kaba partiküllerin (11 µm) 3-4 günde yarı yarıya çözüldüğü ortaya konulmuģtur. Suda çözünürlüğü olmayan kobaltoksit (Co 3 O 4 ) solunum yolu ile alındığında vücut tarafından çok iyi emilmekte ve hücrelerde bir kaç günde çözünerek kana karıģmaktadır. Suda çözünür kobalt bileģikleri ağız yolu ile alındığında % 75 i tekrar atılırken geriye kalan kobalt kan, karaciğer, akciğer, 19

böbrek, testisler ve bağırsaklarda toplanmaktadır. Uzun sure kobalt tozuna maruz kalındığında, alerjik tepkilere ve kronik bronģite neden olmasına rağmen kobalt kaynaklı deri tahriģi ve hastalıklar çok nadir gözlenir ve etki iki ayrı gruba ayrılabilir. Birinci grup; vücudun bazı bölgelerinde meydana gelen kızarıklıklar (eritem) Ģeklinde; özellikle sıcak havalarda, ellerde kobalt temasından kısa süre sonra oluģur.ġkinci grup; uzun yıllar kobalt bileģikleri ile temas sonucunda ortaya çıkan egzamadır. Kobalt ve kobalt bileģiklerinin insanlar üzerinde kansere neden olduğuna dair henüz kesin bulgular olmamasına rağmen, kobalt bileģikleri risk teģkil etmektedirler ve kanserojen madde gibi muamele görürler. Kobalt içeren implant takılan bölgelerde tümör oluģumuna da rastlanmıģ ve hayvanlar üzerinde yapılan deneylerde, kobalt metalinin, suda çözünür kobalt bileģiklerinin kansere yol açtığı kanıtlanmıģtır. Buna rağmen kobalt, krom ve molibden içeren alaģımların, kobalt (II) sülfat ve kobalt (II) klorürün, kobalt-alüminyum-krom spinel oksitin, kobalt (II,III) oksit, kobaltnaftanat ve kobalt (III) asetatın kansere sebep olduğunu gösteren kesin veriler mevcut değildir. Kobalt-oksitler (CoO, Co 3 O 4 ), Kobaltkarbonat (CoCO 3 ), kobaltklorürhegzahidrat (CoCl 2.6H 2 O), kobaltnitrathegzahidrat (Co(NO 3 ) 2 ) ve kobaltasetattetrahidrat (Co(CH3COO) 2.4H 2 O) için akut oral zehirlenme sınırları sırasıyla; 1750, 630, 766, 691 ve 821 mg/kg dır [13]. Günlük besin ihtiyacımızda çok küçük bir yer teģkil eden kobalt, kırmızı kan hücrelerini üretiminin ve sinir düzenlenmesinde kullanılan B12 vitaminin bileģenidir. Kobaltın vücuttaki normal miktarı 80-300 µg dır ve kırmızı kan hücrelerinde, karaciğerde, dalakta, böbrekte, pankreasta depolanır. Et, karaciğer, böbrek, midye, istiridye, süt, balık ve deniz yosunları ve daha düģük miktarda olmakla beraber kara sebzeleri (bakla tohumu, ıspanak, lahana, salata, pancar, incir) de kobalt içerir. Diğer taraftan sigara dumanında da kobalt bulunmaktadır [13]. Kobalt vücutta yapı taģı olarak bulunur, anemiyi engeller, ayrıca B12 vitaminin yorgunlukve kas problemlerinin giderilmesine faydası vardır. Yetersiz kobalt alınımında pernisyöz (zararlı) anemi ve sinirlerde bozukluk gibi pek çok problemler ve semptomlar ortaya çıkar ancak yeterli B12 vitamini alınarak etkiler ortadan kaldırılabilir. Vejetaryen insanların yeterli B12 ve kobalt alıp almadıklarına ve yaģanılan bölgede toprak seviyesindeki kobalt miktarına bağlı olarak bitkilerde bulunan kobalt miktarının azaldığına özellikle dikkat edilmelidir [13]. 20

Çizelge 3.1 :Kobalt alaģımlarının uluslararası standartlarının karģılaģtırılması [14]. Kimyasal bileģimi Co29Cr5Mo (cast) Co29Cr5Mo (wrought) Almanya DIN Ġngiltere BSI 5832-4 7252-Part 4 5832-12 7252-Part 12 Co20Cr15W10Ni 5832-5 7252-Part 5 Co20Cr35Ni10Mo 5832-6 7252-Part 6 Co20Cr16Ni16Fe7Mo (wrought/cast) 5832-7 7252-Part 7 Co20Cr20Ni5Fe3Mo3W 5832-8 7252-Part 8 Fransa AFNOR Project S94-054 Project S94-053 Project S90-406 NFISO 5832-6 Project S94-057 Project S94-058 International Organization for Standardization ISO Amerika ASTM Japonya JIS 5832/IV F75 T6115 5832/XII F799 T6104 5832/V F90 5832/VI 5832/VII 5832/VII F562 F1058 F563 21

Çizelge 3.2 :Kobalt alaģımlı implantların kimyasal bileģimi [15]. Materyal ASTM ifadesi Ticari Ġsmi BileĢimi (% ağ.) Açıklamalar CoCrMo F75 Vitallium Haynes-Stellite 21 Protasul-2 Micrograin-Zimaloy CoCrMo F799 Dövme CoCrMo Termomekanik CoCrMo FHS CoCrWNi F90 Haynes-Stellite 25 Dövme CoCr 58.9-69.5 Co 27-30 Cr 5-7 Mo max 1 Mn max 1 Si max 2.5 Ni max 0.75 Fe max0.35 C 58-69 Co 26-30 Cr 5-7 Mo max 1 Mn max. 1 Si max 1 Ni max 1.5 Fe max 0.35 C max 0.35 N 45.5-56.2 Co 19-21 Cr Vitallium Howmedica Inc.`nin, Haynes-Stellite 21 (HS 21) Cabot Corp.`nin, Protasul-2 Sulzer AG Ġsviçre, Zimaloy ise Zimmer ABD`nin ticari markasıdır. FHS` in açılımı forged high strength ve Howmedica Inc.`nin ticari markasıdır. Haynes-Stellite 25 (HS 25) Cabot Corp.`nin ticari markasıdır. 22

Materyal ASTM ifadesi Ticari Ġsmi BileĢimi (% ağ.) Açıklamalar 14-16 W 9-11 Ni max 3 Fe 1-2 Mn 0.05-0.15 C max 0.04 P max 0.40 Si max ).03 S CoNiCrMoTi F562 MP35 N Biophase Protasul-1 29-38.8 Co 33-37 Ni 19-21 Cr 9-10.5 Mo max 1 Ti max 0.15 Si max 0.010 S max 1 Fe max 0.15 Mn MP35 N SPS Technologies Inc.`nin, Biophase Richards Medical Co.`nun ve Protasul-10 Sulzer AG Ġsviçre`nin ticari markasıdır. 23

Günümüzde kobalt, krom ve diğer alaģım elementleri ilavesi ile alaģım olarak kullanılmaktadır. Çizelge 3.1 de bu alaģımların uluslar arası standartları verilmiģtir. Kobalt alaģımları kimyasal bileģimlerine göre çesitli ticari isimler alırlar ve özellikleri de değiģir. Ozellikle karbon içerikleri önemli bir etkendir. çesitli kobalt alaģımlari ve ticari isimleri ile kimyasal bileģimleri Çizelge 3.2 de verilmiģtir. Kobalt alaģımlarının yoğunluğu paslanmaz çeliğe ve titanyum alaģımlarına oranla çok yüksektir. Ayrıca elastisite modülü de yüksektir. Bazı kobalt alaģımlarının fiziksel özellikleri Çizelge 3.3 de verilmiģtir. AlaĢım Çizelge 3.3 :Kobalt alaģımlarının fiziksel özellikleri [14]. Yoğunluğu (g/cm 3 ) Ergime Noktası ( o C) Co29Cr5Mo 8.2-8.4 1235(eutectic) 1300-1400 Co20Cr15W10Ni 650 DönüĢüm Sıcaklığı ( o C) hcp >fcc Young Modülü (GPa) 890 210-330 Co20Cr3Ni10Mo 8.43 1325-1427 650 235 Üretim yöntemlerine göre CoCr alaģımlaģımları 2 grupta sınıflandırılabilir: (a) Dökme CoCr alaģımları (b) Dövme CoCr alaģımları Biyomedikal cihazların üretimi için 2 farklı yol vardır. Her 2 grupta %20`den fazla krom içerir. Krom, yüzeyde pasif bir oksit film tabakası oluģturarak direncin artmasını sağlar. Dökme CoCr alaģımları, ergime sıcaklığını 1450-1500 o C`den 1350 o C`ye düģürmek için %0.5 oranına kadar karbon içerirler. AlaĢım elementlerinin etkisiyle düģen ergime sıcaklığı ile birlikte daha küçük tane boyutları elde edilir. Genelde bu alaģımlar hassas dökümle üretilirler. Daha yüksek kaliteli döküm, oksidasyonun engellendiği vakum altında elde edilir. Ergime sıcaklığı, alaģımın kompozisyonuna göre 1350-1450 o C aralığında değiģir. Dökümün mikroyapısı dağılmıģ karbür (M23C6, M7C3, M6C, M = Co, Cr veya Mo) içeren dentritik matriks ve diğer intermetalik bileģimlerden oluģur. Döküm Ģartlarında mukavemet ve süneklilikte azalma olur. Bu sebeple dökümden sonra mutlaka ısıl iģlem yapılmalıdır. 24

Karbürlerin matrikste tamamen çözülmelerini sağlamak için ısıl iģlem 1210-1250 o C`de yapılmalıdır. Mikroyapıda oluģan karbürler mukavemeti arttırır [14]. AĢırı tane büyümesini önlemek için karbürlerin hepsi çözünmemelidir. Bu hesaplamalarla istenilen tane sınırları elde edilebilir [14]. Dökümle üretilmiģ malzemeler, yapılarında porozite gibi mekanik özellikleri olumsuz etkileyen çok küçük süreksizlikler bulunur. Bu poroziteleri kapatmak için sıcak izostatik presleme teknolojisi geliģtirilmiģtir. Poroziteleri kapatmak ve süreksizlikleri yok etmenin bir baģka yöntemi ise ısıl iģlemdir [14]. Döküm malzemesi solidus sıcaklığına yakın bir sıcaklığa ısıtılır ve 100 MPa`lık (CoCrMo alaģımları için) bir basınç uygulanır. Amaç malzemeyi sıkılaģtırıp poroziteleri kapatarak yok etmek mekanik özelliklerini geliģtirmektir [16]. Dövme malzemeler genel itibariyle döküm malzemelerine oranla daha sağlamdır. Sıcak dövme veya baģka termo mekanik proseslerle önceden var olan poroziteler giderilir ve malzemenin tane yapısı değiģtirilerek üstün mekanik ve yorulma özellikleri elde edilir. Metal alaģımın mekanik özelliklerinde son derece etkili olan özellikle karbürler ve fazlar; ısıl iģlem, HIP, homojenleģtirme, termo-mekanik veya tavlamayla birlikte değiģir. Aynı kimyasal bileģime sahip alaģım, üretiminde uygulanan sıcaklığa bağlı olarak değiģik mikroyapılara sahip olabilir ki bunlar ana metalin tane boyutu, karbür fazın dağılımı, büyüklüğü ve hacim yüzdesidir. AlaĢım elementlerinin CoCrMo alaģımının mikroyapısında ve dolayısıyla mekanik özelliklerinde etkisi olduğu gözlenmiģtir [14]. Diğer bir alternatif yöntemde ise cihazlar toz metallurjisiyle üretilir. Materyaller, HIP(Sıcak izostatik pres) ( 100 MPa, 1100 o C ) ile preslenerek, biçimlendirilir. Dökümle üretilen malzemeye göre mikroyapıda daha küçük taneler elde edilir. Bu mikroyapı sayesinde alaģımın akma mukavemetinde artıģ görülür ve daha iyi yorulma özelliklerine sahip olur [14]. Bu metot maliyetin yüksek olmasından dolayı, aģırı yüklenmenin olduğu tam kalça protezlerindeki femur gövde veya baģ gibi implantların yapımında kullanılmaktadır [14]. 25

Çizelge 3.4 de döküm ve toz metalurjisi yöntemi ile üretilmiģ alaģımların mekanik özellikleri karģılaģtırılmaktadır. Çizelge 3.4:Dökümle üretilmiģ CoCr ve toz metallurjisiyle üretilmiģ CoCr alaģımlarının mekaniksel özellikleri [14]. AlaĢım Young Modülü x10 3 (MPa) Gerilme Akma Mukavemeti (0.2%) (Mpa) Kritik Gerilme Mukavemeti (Mpa) Co29Cr5Mo >450 >665 >8 CoCrMo 210 330 Çatlak Uzaması (%) 500-650 841 1277 4-10-14 Sertlik HV 300-400 Bu alaģımın baģlıca özelliği deniz suyu (klorür) ortamında yüksek korozyon direnci göstermesidir. Bu alaģımın havacılık ve biyomedikal implant endüstrisinde geniģ kullanım alanı olmuģtur [15]. Dövme CoCr alaģımları dökme alaģımlardan daha az krom içerir (%19-21). Yüzey merkezli kübik yapıyı sabitlemek için bileģimde mutlaka Ni, Fe veya Mn olmalıdır. Bu alaģımların, yüksek sıcaklıklardaki yüksek mukavemetinden dolayı alaģımları, dövmek için yüksek güç gerekir. Plastik deformasyon için alaģım, ymk yapısı elde etmek amacıyla mutlaka tavlanmalıdır. Mekanik deformasyon, mekaniksel özelliklerin geliģmesini sağlayan hegzagonal sıkı paket dönüģümlerini indükler. Sıcak iģlemden sonrasında mikroyapıda, ymk matriks ve ince hmk plakalar vardır. SertleĢtirme, soğuk iģlem ve onu takiben 500-600 o C`de 1-4 saat süresince yapılan yaģlandırma iģlemi ile yapılır ve bunun sonucunda Co 3 Mo çökelmesiyle sertlikte artıģ görülür [14]. 3.2. Ġmplant Uygulamaları Kobalt alaģımları diģ implantı, kalça ve diz protezi olarak vücutta kullanılmaktadır.1970`li yıllarda metal-polietilen tasarımları kalça protezlerinde kullanılmaya baģlanmıģtır. Ancak bu eski tip çimentolu metal-polietilen protezlerde polietilen aģınmasından dolayı baģarısız sonuçlar alınınca 1980`lerde vaz geçildi. 1990`larda 60 kat daha az aģınma ve debris üretimi olan metal-metal ara yüzeyli protezler kullanılmaya baģlanılana kadar. Bu yöntemde 1970-80`lerde sık görülen implant gevģemesi ve femur boyun kırığı gibi komplikasyonlar nadir görülmektedir [17]. 26

Hata! BaĢvuru kaynağı bulunamadı. de insan kalçasının anatomisi görülmektedir ve ġekil 3.2 de ise femur baģ ile kalça soketinin değiģtirilmiģ hali görülmektedir. ġekil 3.1 :Ġnsan kalçasının anatomisi [18]. ġekil 3.2 :Kalça eklemi değiģimi [19]. 27

Kobalt alaģımları yapay eklem olarak kullanılmakla birlikte kan damarlarını geniģletmekte stent olarak, kemiğin onarımında, diģ köklerinde, ortodontik tel ve ameliyat aletlerinde kullanılmaktadır. Diz protezlerinde kullanılan malzemenin mukavemetli ve aģınma direncinin yüksek olması gerekir. Yapay diz protezi diz kıkırdağı ve kemiğinin yerini alacak bir veya birden fazla bileģenden oluģur. Sadece merdivenlerden inmek veya çıkmak bile vücut ağırlığınınüç katı kadar yük oluģturur bir dizin üzerinde. Dökümle üretilmiģ CoCrMo nin akma dayanımı 450 MPa civarında iken dövme CoCrMo nin 240 ile 650 MPa arasında değiģir. Ayrıca biyouyumluluğunun ve korozyon direncinin yüksek olması, vücutta ömrünün 15 yıldan fazla olması CoCrMo diz protezlerinde önemli bir malzeme yapmaktadır. ġekil 3.3`de total diz protezi görülmektedir. CoCrMo parçaları arasındaki sürtünmeyi en aza indirmek için aralarına polimer (UHMWPE) malzeme konulmaktadır [17]. ġekil 3.3 :Total diz protezi [17]. 28

Vücuda takılan protezlerin baģarısız oluģunun sebepleri arasında ameliyat sırasında femurda çentiklenme, implantların uygunsuz yerleģtirilmesi, aģınma partiküllerinin oluģmasını takip eden kronik iltihap, femoral ve asetabular gevģeme, femur baģı ölümü (kan akımı olmayan veya zayıf olan kıkırdak ve kemiklerin ölümü), kemik kaybı, kemik ve ona yakın eklemin iltihabi, anormal kalça formasyonu veya büyümesi, kanda ve idrarda metal iyonlarının aģırı artıģı sayılabilir. Ġyon salınımının nedeni yük taģıyan yüzeylerinin korozyonu ve aģınma partiküllerinin çözünmesidir. Ancak CoCr kaplamalı klasik total kalça protezlerinin iyon salınımı ihmal edilebilir düzeydedir [20]. AĢınmıĢ parçalar bağıģıklık sistemiyle etkileģime girerek daha kötü immunotoksit etki baģlatabilir. Ortopedik implantlarda yaygın olarak kullanılan nikel, kobalt, krom alerjiye sebep olan en bilindik metallerdir. Yapılan araģtırmalarda metal alerjisi ile implantın baģarısızlığı arasında iliģki olduğu bulunmuģtur [20]. 3.3 CoCrMo AlaĢımını KaplamaUygulamaları Osseointegrasyon, canlı kemik dokusu ile fonksiyondaki titanyum implant malzemesi arasında, 100 büyütmede ıģık mikroskobunda gözlenen direk temastır. Bu fenomen Göteburg Üniversitesinden Prof.Dr. Per-Ingvar Branemark ve çalıģma ark. tarafından geliģtirilerek tarif edilmiģtir. Branemark 1955 yılında mikro sirkülasyon üzerine yaptığı bir deney sırasında, tesadüfen titanyum ile kemik arasındaki direk bağlantıyı saptamıģtır. Bu durumdan faydalanarak diģsiz çenelerde protezlere destek olacak implantları tasarlamıģtır. 1965 yılına kadar on yıl süre ile çeģitli hayvan deneyleri, dizayn çalıģmaları ve biyomekanik deneyler yapmıģ, 1965'te ilk insan üzerinde uygulamaya geçmiģtir. 1969 yılında bu ön çalıģmaların raporu Scandinavian Journal of Dentistry'de yayınlanmıģ; 1977 yılında 15 yıllık takip sonuçları yine Scandinavian Journal of Dentistry'de yayınlanmıģ, devam eden çalıģma sonuçları 1981 yılında International Journal of Oral Surgery dergisinde yayınlanarak tıp dünyasına duyurulmuģtur [21]. GümüĢ, neredeyse bilinen tüm mikropları öldürebilen ve bunu yaparken de normal insan dokusuna zarar vermeyen yegane metaldir. GümüĢün mikroplar üzerindeki bu yıkıcı etkisi çok uzun yıllardır -Sümer uygarlığı zamanından beri- bilinmektedir. Öyle ki, Sümerler Ģehirlerine su taģıdıkları boru sistemini gümüģten yaparak, suyun Ģehre ulaģıncaya kadar kirlenmesini engellemiģlerdir. Ünlü Türk hekimi Ġbni Sina da gümüģün mikrop öldürücü etkisini fark etmiģ ve bunu kötü ağız kokusunu gidermek 29

için hastalarında kullanmıģtır. Yine eski batıda insanlar, süt kaplarının içerisine gümüģ para attıklarında bu sütlerin daha uzun süre bozulmadan saklanabildiğini fark etmiģlerdir. Modern tıp dünyasına bakılacak olursa; gümüģ içeren kremlerin mikroplara karģı yüzeysel cilt yaralarında ve yanıklarda kullanıldığını görülebilir. Saf gümüģ metali üzerinde bulunan gümüģ atomları, kendiliğinden metalden ayrılarak ortama dağılmakta, karģılaģtıkları bakteri mantar veya virüs gibi mikropların hayati noktalarına yerleģerek, onların iģlev görmesini engellemektedir. Sonuçta bu mikroplar ya çoğalamamakta ya da artık yaģayamamaktadırlar. GümüĢün bir diğer yegane özelliği ise, tüm bunları yaparken, bunu kullanan kiģinin kendi hücrelerine ve dokularına zarar vermemesidir [22]. GeliĢmekte olan tıp bilgisine bağlı olarak, insan vücudunda kullanılmak üzere metal parçalar yapılmaktadır. Bu implantlar vücuda sonradan takıldığı için, yani insan vücudunun kendi yapısından farklı malzemelerden yapıldıkları için bazı sorunları da beraberinde getirmektedirler. Bu sorunlardan bir tanesi de bu malzemelerin mikrop kapma ihtimalidir. Bunu önlemek için metaller gümüģle kaplanarak, vücutta kullanılan implantların çevresinde enfeksiyon oluģmaz [22]. Kobalt alaģımları implant parçası olarak özellikle ortopedik implantlarda geniģ bir kullanım alanına sahiptir. CoCrMo alaģımlarının yüzeylerinde oluģan ince, pasif krom ve küçük oranlardaki kobalt ile molibden oksit filmler sayesinde korozyon dirençleri çok yüksektir. Biyouyumlulukları da bu dirençle bağlantılıdır. AlaĢımın yüzeyinde oluģan bu film metal iyonlarının çözünmesini engeller fakat insan vücudunda her zaman stabil değillerdir. ġu genel bir kanıdır ki medikal metalik materyallerde korozyon çok ciddi bir problemdir. Yüzey değiģtiren eklemlerde performans, uzun süreli mukavemet ile yaģam ömrü için korozyon ve aģınma dirençleri çok önemlidir. Bu özellikleri geliģtirmek için CoCrMo alaģımları çeģitli materyallerle kaplanmıģtır [24]. Bunlar krom nitrit, titanyum nitrit, zirkonyum oksit, karbür, borür ve TiN/AlN`dir [24, 25, 26, 27, 28, 29, 30]. Ayrıca osseointegrasyon için de titanyum ile kaplanmıģtır [23]. Bu materyalden yapılmıģ ortopedik implantlardan zamanla vücuda elektrokimyasal korozyon ve kimyasal çözünme yoluyla Co, Cr ve Mo iyonları salınır, korozyon yorulması ve sürtünme korozyonu gibi elektrokimyasal proseslerin ve aģınmanın artıģı sebebiyle zamanla implant baģarısız olur. Eklem protezlerinin performansı korozyon ve aģınma dirençleri ile bağlantılıdır. Bu nedenle implantların yüzey 30

özelliklerini geliģtirmek için çalıģmalar yapılmaya baģlanmıģtır. Bunlarda bazıları kırılmaya dayanıklı metalik esaslı materyallerle kaplamadır. Elmas benzeri karbon (diamond like carbon DLC) sertliği, düģük sürtünme katsayısı ve biyouyumluluğu gibi özellikleri sayesinde bu tip uygulamalarda kullanılması için mükemmel bir adaydır. H. Holeczek ve arkadaģları [24]yaptıkları çalıģmalar sonucunda elmas benzeri karbon kaplı CoCrMo alaģımının aģınma ve korozyon Ģartları altında daha düģük korozyona uğramıģlardı. Ayrıca yapılan aģınma testlerinde CoCrMo alaģımıyla karģılaģtırıldığında daha küçük aģınma izleri oluģmuģtur. Y. Yang [26] plazma sprey yöntemi ile CoCrMo implantları ZrO 2 ile kaplamıģtır. Yüksek aģınma direnci, yüksek eğilme mukavemeti ve kırılma tokluğu ile biyouyumluluğu zirkonya seramikleri, en iyi eklem protezi malzemelerinden yapmıģtır. Yapılan bu çalıģmayla CoCrMo alaģımının aģınma direnci arttırılmıģtır. J. R. Goldberg ve arkadaģları [27] fiziksel buhar biriktirme yöntemi ile CoCrMo alaģımını TiN/AlN ile kaplamıģtır. TiN/AlN kaplamaları CoCRMo alaģımına oranla daha yüksek sertlik ve elastisite modülü, kırılma ve arayüzey adhesif aģınma mukavemeti, iyon difüzyonunu engelleyen daha iyi bariyere sahiptir. TiN/AlN kaplı CoCrMo alaģımının korozyon ve aģınma direncinin arttığı gözlenmiģtir. N. S. Vandamme ve arkadaģları [28] CoCrMo implantının aģınma direncini artırmak için kimyasal buhar biriktirme yöntemiyle karbür ile kaplamıģlardır ve yaptıkları çalıģmalar sonucunda kaplanmıģ numunelerin aģınma direncinin kaplanmamıģ olanlarından daha yüksek olduğunu bulmuģlardır. D. Mu ve ekibi[29] kutu sementasyon metodunu (powder-pack method) kullanarak CoCrMo implantını borla kaplamıģlardır. Vücut sıvısında oluģan kobalt ve krom toksitlerini engellemek için bu çalıģma yapılmıģtır. Implantın yüzeyinde oluģan metal borür daha yüksek sertlik, korozyon direnci ve 850 0 C ye kadar yüksek sıcaklık oksidasyon direnci gibi mükemmel yüzey özellikleri sağlamıģtır. Bu da implantın servis ömrünü birkaç kat artırır. L. Reclaru ve arkadaģları [23]CoCrMo implant malzemelerini titanyumla vakum plazma sprey yöntemi ile kaplamıģlar. Bu çalıģma ile poroz bir yapı elde edilmiģtir ve dolayısıyla osseointegrasyon sağlanmıģtır. 31

32

4. SOL-JEL YÖNTEMĠ ĠLE ĠNCE FĠLM KAPLAMA Günümüzde bir çok sol jel tanımı mevcuttur. Dislich sol jel prosedürün atomik seviyedeki homojen yapıdaki çok bileģenli oksitlerle ilgili olduğunu öne sürmektedir. Sol jel alkali oksitlerden sentezlenen jellerle kısıtlanmıģtır. Öte yandan Segal, sol jel prosesinin kolloidal ayrıģma veya metalik alkali oksitlerden inorganik oksitlerin üretimi olarak tanımlar. Günümüzde sol jel prosesinin yalnızca oksitleri kapsamadığını, sol jel tekniği kullanılarak nitrik ve sülfürik bileģimlerinden organikinorganik malzemeler de hibritlerenek sentezlenmiģtir. Piere sol jel prosesinin sol ve jel ara ürünleri olan ve kolloidal yolunu kullanarak seramiklerin sentezlenmesi olarak tanımlar. Sol-jel uzun bir geçmiģe sahiptir. Ġlk silika jel 1845 yılında, Fransa da M. Ebelmen tarafından Manufacture de Céramiques de Sèvres de yapılmıģtır. Son zamanlarda sol-jel tekniğinde çok önemli geliģmeler olmuģtur. ÇeĢitli uluslararası konferanslarda bu teknik tartıģılıp görüģülmüģtür. International Workshops on Glasses and Ceramics from Gels, Better Ceramics Through Chemistry, Ultrastructure Processing of Ceramics, Glasses and Composites, Sol-Gel Optics, Hybrid Organic-Inorgenic Material, Aerogels bunlardan bir kaçıdır [31]. Sol-jel tekniği, seramik ve cam üretim bilimine yeni görüģler getirmiģtir. Bu teknik, malzeme üretim teknolojisinde kimyanın önemini kimyasal prosedürden son ürüne kadar olmak üzereöne çıkartmıģtır. En basit anlamda sol jel; sıvı bir ortam içinde çözünebilen kimyasal prosedürün polimerizasyon reaksiyonu aracılığıyla sürekli ilerleyen bir oksit ağı oluģturmaktadır [31]. Sol ve jel, maddenin çok uzun zamandır doğal olarak var olduğu bilinen iki halidir. Sol ve jel, çok uzun zaman bilim dünyasının ilgisini çekmiģtir. 1853, Faraday altın sentezleyerek laboratuarda hazırlanan en eski solü hazırlamıģtır [31]. 1861 de Graham Kolloidal bilimini kurduğundan beri, seramik koloidal solleri alanındaki çalıģmalar yavaģ da olsa bir artıģ göstermiģtir. Özellikle de bu artıģ sollerin oluģumu hakkında olmuģtur. OluĢuma, değiģik faktörlerin nasıl etkiledikleri anlaģılmaya baģlanmıģtır. Elektrostatik teorisi sol kimyasını anlama acısında çok önemli katkı sağlamıģtır [31]. 33

Doğada hazır bulunan silika jellerin dıģındaki jellerin baģarılı bir Ģekilde sentezlenmesi 19. yüzyıllardan sonra olmuģtur. Ġlk silika jel, 1864 yılında Ebelmen tarafından gerçekleģtirilirken, ilk alümina jel 1870 yılında Cossa tarafında sentezlenmiģtir. Bu alanda bugüne kadar bir çok geliģmeler kaydedilmiģtir. Özellikle de organik jellerin sentezlenmesi ve Kistler in supercritical kurulama tekniği gibi. Kirstler supercritical kurulama tekniği, ilk silika, alüminyum, zirkon, kalay ve tungsten oksit aerojellerin hazırlanmasını sağlamıģtır. Oksit seramikler dıģındaki seramiklerde Stock ve Somieski nin çalıģmaları Si 3 N 4 sentezlemesinin ön aģamasıdır. Bazı jeller ancak son yıllarda sentezlenebilmiģlerdir. Örneğin, ilk borat jeli 1984 yılında üretilmiģtir. Fakat kolloidal bilimin bulunmasından itibaren jelatinli ve kolloidal formdaki seramikler hakkında sayıları giderek artan çalıģmalar ve yayınlar yapılmıģtır. Bugünkü teknolojilerle, jellerin bazı özellikleri ve yapıları izah edilebilmektedir [31]. Flory jellerin yapılarını, formasyon ve jelleģme kinetiğini anlamak için gerekli olan ana teorileri geliģtirmiģtir. Flory in ilk çalıģması sadece organik jelleri kapsamasına rağmen sonradan yaptığı çalıģmalar inorganik jelleri de içine almıģtır. Flory nin çalıģmasını, jelleģme prosesini anlatan Hammersley in süzme(percolation) teorisi takip etmiģtir. Mandelbrot un fraktal geometri teorisi, jel ağlarının karakterizasyonunu ve yoğunlaģma iģleminin baģında elde edilen gözenekli yapıları tanımlama ve açıklamada yardımcı olmuģtur [31]. 1970 lerden sonra jel ve organik koloidal hakkında yapılan bilimsel yayınlar artmıģtır. Bu da sol jelin yüksek teknolojide uygulama alanlarının geliģmesine yardımcı olmuģtur, hatta bu uygulamaların bazıları ticarileģtirilmiģtir. Yeni sol jel prosesi, yeni ve daha iyi malzemeler üretme talebine cevap verebilmektedir. Yüksek saflıkta mikron tozlar, nükleer yakıtlar, elektronik ve iyonik iletkenler ve manyetik malzemeler sol jel tekniği kullanılarak üretilebilmektedir. Sol jel tekniği ayrıca yeniden üretebilir homojen kompleks seramiklerin üretimde faydalı, kullanıģlı ve gereklidir. Sol jel, kimyayı kullanarak daha iyi seramik malzeme üretme yöntemi olarak düģünülmektedir. Kimyanın yani sıra fiziğin temel kanunları da çok önemlidir ve göz önünde bulundurulması zorunludur [31]. 34

Sol-Jel Film Kaplama Yöntemleri Ġnce filmlerin tanımı: üç boyutlu malzemenin kalınlık boyutu sıfıra yaklaģırken ortaya çıkan iki boyutlu limit halidir Ģeklinde verilebilir. Filmin özellikleri filmin kalınlığına, cinsine, seçilen kaplama yöntemine ve kaplama Ģartlarına göre değiģir. Filmde oluģacak iç gerilmeler filmin özelliklerini etkileyebilir. Çok ince filmler, 50-300 Å kalınlık aralığında ve süreksiz yapıda iken orta kalınlıktaki filmler, 300-3000 Å kalınlık aralığındadır. Kalın filmler ise mekanik dayanıklılığı azalan, dayanaksız, buğulu görünümde, boģluklu yapıdaki malzemelerdir [32]. Ġnce film hazırlama teknikleri, ġekil 4.1 de verilmiģtir. ġekil 4.1 :Ġnce film hazırlama yöntemleri [33]. Kimyasal yöntemler; kimyasal reaksiyonlar, elektrik akımı veya termal etki ile yapılırken fiziksel yöntemler ise bir malzemenin buharlaģtırılması esasına dayanır. Sol jel film kaplama yöntemi kimyasal bir proses olup daldırma kaplama (dip coating), döndürme kaplama (spin coating) ve püskürtme yöntemleri yaygın olarak kullanılan prosesleridir. Bu yöntem ile elde edilen film kalınlıkları sıvı viskozitesine ve kaplama parametrelerine göre değiģir[34,35,36]. Sol-jel film kaplama yönteminde altlık üzerinde film oluģturulduktan sonrabelli bir sıcaklıkta tutularak kuru jel film 35

elde edilir. Bu iģlem prosedüre göre birkaç kere tekrarlanabilir ve sıcaklıklar değiģtirilebilir. Sol-jel kaplama yöntemi ile hemen hemen her tür oksit filmi elde edilebilir. Sol-jel yönteminin avantajları Ģunlardır [35,37]: 1. Filmler homojendir. 2. DüĢük sıcaklıklarda çalıģılır. 3. Kaplanan filmin mikro yapısı kolaylıkla kontrol edilebilir. 4. Kalınlık kontrol edilebilir. 5. Gözenekli yapı oluģur. 6. Her türlü geometriye sahip malzemeye uygulanabilir. Farklı geometrili cisimlerde aynı özellikler elde edilir. 7. Kullanılan kimyasallar zararsız olduğu müddetçe yöntem tehlikesizdir. 8. Diğer film kaplama yöntemlerine göre daha kolay uygulanır. Sol-jel yönteminin dezavantajları ise Ģunlardır: 1. Sol hazırlamada kullanılan malzemelerin temin edilmesi zor ve pahalı ise, maliyet olumsuz yönde etkilenir. 2. Film kaplama esnasında malzeme kaybı fazladır 3. Hazırlanan filmlerde karbon çökeltisi kalır; kullanılan kimyasallar sağlığa zararlı olabilir [35,37]. Sol-jel yöntemi ile kaplama yöntemleri daldırarak, döndürerek, elektroforez, püskürtme, termoforez, karıģık ve yerleģtirme kaplama yöntemleridir. 4.1.1 Daldırma yöntemi Hazırlanan sole altlığın belirli bir hızla daldırılması ve aynı hızla çıkarılması esasına dayanmaktadır [35,36]. Daldırma yöntemininaģamaları ise söyledir: daldırma, yukarı çekme, kaplama, süzülme ve buharlaģma. Yöntemin aģamalarıġekil 4.2 de gösterilmiģtir. Daldırma aģamasında, altlık sabit bir hızla sole daldırılır. Solün içinde kısa bir sure bekletildikten sonra altlık aynı hızla yukarı çekilir. Kaplama aģamasında, altlığın solden çıkan kısımları sol ile kaplanmıģ olur. Süzülme aģamasında, altlığın üstüne kaplanan sol damla damla süzülür. BuharlaĢma aģamasında ise; taģıyıcıdan süzülemeyen fazla sol buharlaģarak uçar. TaĢıyıcının üstünde oluģan kuru jel fırınlama ile birlikte film halini alır [35,36]. 36

ġekil 4.2 :Daldırma kaplama yöntemini [38]. Daldırma yönteminde film kalınlığına etki eden faktörler; taģıyıcının çekildiği yönde uygulanan viskozite kuvveti, yerçekimi kuvveti, altlığın üst yüzeyinde oluģan solün yarattığı yüzey gerilmesi, sınır tabakadaki yüzey etkileģmeleri, yüzey gerilimi değiģimi, birleģme ve ayrılma basıncı ve bunlara etki eden hava basıncıdır. Kalınlık hesaplamasının belli bir formüle göre yapılmasının zor oluģunun sebepleri Ģöyle sıralanabilir: ph etkisi, vizkositenin sabit olmaması, her sıvının Newton sıvısı olmaması ve en önemlisi buharlaģma etkisidir [35]. 4.1.2 Döndürme yöntemi Döndürme yöntemi, altlığın yatay olarak bir eksen etrafında döndürülürken üzerine sol damlatılması ve solün merkezkaç kuvvetinin etkisiyle taģıyıcı yüzeyine yayılmasıdır. Döndürme yönteminin aģamalarıġekil 4.3 de gösterilmiģtir. Damlatma aģamasında belli bir hızda dönen altlığın üzerine sol damlatılır. Dönme hızı sabit olmalıdır çünkü dönme hızının sabit olması, film kalınlığının düzgün olmasını etkileyecektir. Dönme sırasında, altlığın üzerine damlatılmıģ sol merkezkaç kuvvetinin etkisi ile tüm yüzeye yayılır. Fazla miktarda damlatılan sol altlığın üzerinden savrulur. Dönme esnasında, filmin kalınlığı azalır. Dönme sonunda, filmin kalınlığı altlığın her yüzeyinde aynı olur. Ardından buharlaģma aģaması gelir. Altlık daha sonra fırınlanır [35,36]. Dönme hızı ne kadar büyük olursa, taģıyıcı üzerinde damlatılan sole etkiyen merkezkaç kuvveti o kadar büyük olur ve sol damlacıkları bu kuvvetin etkisiyle savrularak taģıyıcıyı terk eder. TaĢıyıcı ne kadar hızlı döndürülürse film o kadar ince olur [35]. 37

ġekil 4.3:Döndürme kaplama yönteminin aģamaları [33]. 4.1.3 Püskürtme yöntemi Solün altlık üzerine bir püskürtme tabancası yardımı ile püskürtülmesi esasına dayanır. Seri üretim için uygun olan bu yöntemde püskürtme tabancasının ucundaki deliklerin sayısı, deliklerin çapları, çözeltiyi püskürtme hızı, püskürtme uzaklığı, kaplamanın niteliğini belirleyen önemli etkenlerdir [35]. 4.1.4 Elektroforez yöntemi Bu yöntem sadece iletken malzemelere uygulanabilir. Elektrik alan uygulanan soldeki yüklü parçacıkların hareketine dayanan bir yöntemdir. Yüklü parçacıklar, yüklerine bağlı olarak elektrik alanda hareket ederek katot ya da anotta toplanırlar. Film kalınlığı, potansiyelin uygulandığı süreye bağlıdır [35]. 4.1.5 YerleĢtirme yöntemi Bu yöntem, yatay duran altlık üzerine parçacıkların serilmesi esasına daynır. Parçacıklar, çözücüler buharlaģırken konveksiyon ve gravitasyon etkisi ile taģıyıcı üzerine çökerler [35]. Bu etki nedeni ile önce büyük parçacıklar altlığa daha erken yapıģırken, daha küçük parçacıklar ise hızla yerleģemezler. Daldırma ve döndürme kaplama yöntemlerinden farkı film kalınlığının kurutma ile incelmesidir [35]. 38

4.1.6 Termoforez yöntemi Burada parçacıklar, belirli bir sıcaklık etkisi ile hareket ederler ve taneciklerin, sıcaklığın azaldığı yönde net bir kuvvete maruz kalmalarına neden olur. Tanecikler termal enerji alarak, kazandıkları hızla kaplanacak yüzeye çarpıp yapıģırlar. Bu nedenle termoforez ile hazırlanan filmler, daldırma ile hazırlananlara kıyasla daha büyük bir yoğunluğa sahiptir [35]. 4.1.7 KarıĢık yöntem Bu yöntemde, her tabaka farklı bir yöntem ile kaplanır. Örneğin; döndürerek kaplama yapılmıģ bir katmanın üstüne yerleģtirme yöntemi ile kaplama yapılabilir [35]. 4.2 Sol-Jel Yönteminde Kullanılan BileĢenler Sol-jel yönteminde; baģlangıç malzemesi (metal alkoksitler), çözücü (alkoller) ve katalizörler kullanılarak sol hazırlanır [37]. 4.2.1 Metal alkoksitler Metal alkoksitler metalorganik bileģiklerdir. Metal-oksijen-karbon bağı içerirler. Metal alkoksitleri genel olarak M(OR)x formülüyle gösterilir. Bu bileģende; O oksijeni, M kaplanacak metal malzemeyi, R herhangi bir alkil grubunu (CH3- metil,c2h5-etil gibi), x metal değerine göre değiģen valans durumunu temsil etmektedir [37]. 4.2.2 Alkoller Bir alkil veya baģka bir moleküle OH grubu ekleyerek oluģturulan moleküllere alkol denir. CnH2n+1OH genel yapıları olup n sayısına göre farklı alkoller oluģur [36]. 4.2.3 Katalizörler Hiçbir reaksiyona katılmayan ancak reaksiyon hızını arttıran malzemelere katalizör denir. Asitler veya bazlar sol-jel yönteminde katalizör olarak kullanılırlar [37]. 39

40

5. DENEYSEL ÇALIġMALAR Bu çalısmada özellikle ortopedik uygulamalarda ve diģcilikte kullanılan ve kimyasal bileģimi Çizelge 5.1`de verilen F75 Kobalt-krom-molibden alaģımının sol-jel daldırma tekniği ile titanyum dioksit (TiO 2 ) ve gümüģ katkılı titanyum dioksit (Ag/ TiO 2 ) kaplanması ve kaplamaların yapısal özellikleri ile biyolojik özelliklerinin karakterizasyonu amaçlanmıģtır. 5.1 Altlıkların Hazırlanması Kimyasal bileģimi Çizelge 5.1`de verilen 10 mm çaplı kobalt-krom-molibden çubuktan 5 mm kalınlığında numuneler kesilmiģtir. Bu numuneler zımparalanıp, koloidal diamond çözeltisi ile parlatılmıģtır. Daha sonra numuneler temizleme iģlemine tabi tutulmuģtur. Parlatılan numuneler önce 80 o C`deki sabunlu suda 15 dakika bekletildikten sonra bol su ile durulanmıģtır. Daha sonra sırasıyla saf su, aseton ve etanol ile ultrasonik banyoda 10 ar dakika temizlenmiģtir ve yüzeyine el değmeyecek Ģekilde kurutulmuģtur. Çizelge 5.1 :Altlık malzemesi olarak kullanılan DIN 5832-12 kobalt krom alaģımının kimyasal bileģimi. C : 0,042 Si : 0,36 Mn : 0,40 P : 0,005 S :0,0004 Cr : 27,56 Mo : 5,13 Ni : 0,17 Co : 65,82 Fe : 0,24 N : 0,185 5.2 Solün Hazırlanması ÇalıĢmada TiO 2 ve Ag/TiO 2 solleri kullanılmıģtır. 179 ml etil alkol bir beherde karıģtırılırken içine sırasıyla 4 ml asetil aseton (acetylaceton, C 5 H 8 O 2 ), 2 ml saf su ve 14 ml titanium propoksit (Titanium (IV) npropoxide, Ti(OCH 2 CH 2 CH 3 ) 4 ) ilave edilmiģtir.bu eklemelerden sonra sol bir saat daha karıģtırıp, normal atmosferik koģullarda 24 saat dinlendirilmiģtir. Katkı maddesi olarak seçilen gümüģ, AgNO 3 Ģeklinde 200 ml hacmindeki çözeltiye 0,033 gr, 0,066 gr, 0,1 gr, 0.2 gr ve 0,5 gr doğrudan olarak ilave edilmiģtir ve karıģtırılmaya devam edilmiģtir. 41

Bu çalıģmada kullanılan solün karakterzasyon çalıģmaları Y. Gönüllü [39] tarafından Ģu Ģekilde yapılmıģtır: Sol içindeki çözücüler uçurulmuģ daha sonra kalan jelin DTA sı çekilmiģtir. Buradan yola çıkılarak kaplamanın sinterleme sıcaklığı tespit edilmiģtir. ġekil 5.1 de görüldüğü üzere 300, 400, 500 ve 700 o C dolaylarında bir takım reaksiyonlar gözlenmektedir. Bu reaksiyonlardan 300 o C de gerçekleģen reaksiyon endotermik olup, diğer üç sıcaklıkta gerçekleģen reaksiyonlar ise ekzotermiktir. Endotermik reaksiyon, jelin içinde kalan organik bileģenlerin, jel içinden ayrıģması sırasında oluģan reaksiyon olduğu ekzotermik reaksiyonların ise amorf yapıda ki TiO 2 jelinin kristalleģmesi ile ilgili olduğu düģünülmüģtür. Grafikler incelendiği vakit hem gümüģ katkılı jelin hem de gümüģ katkısız TiO 2 jelinin aynı sıcaklıklarda pik verdiği görülmüģtür. Eklenen gümüģün kristalleģme sıcaklığına bir etkisi olmadığı düģünülmüģtür [39]. GerçekleĢen ekzotermik reaksiyonların analizi için jel TiO 2 450, 550, 650 ve 750 o C sıcaklıklarda bir saat beklettikten sonra hava ortamında soğutulmuģ ve XRD analizine tabi tutulmuģtur. ġekil 5.2 de belirli sıcaklıklarda bekletilmiģ jelin XRD paternlerini görülmektedir [39]. 42

ġekil 5.1 : (a) TiO 2 ve (b) Ag/TiO 2 Jelinin DTA grafiği [39]. ġekil 5.2 : TiO 2 jelinden elde edilen tozların belli sıcaklıklardaki XRD paternleri [39]. ġekil 5.2 deki XRD paternlerine göre, anatazın 400 o C de kristalleģmeye baģladığı görülmektedir. 500 o C dolaylarında ise kristalleģme devam etmekte ve birkaç reaksiyon birden birleģip DTA sonucunda da görüldüğü üzere geniģ bir pik vermektedir. 700 o C sıcaklığa kadar anataz kristal yapısının kristalleģmeye devam ettiği bu sıcaklıktan sonra ise rutil kristal yapısının oluģmaya baģladığı gözlemlenmiģtir. 750 o C sıcaklıkta beraber görülen anataz ve rutil yapısı bunu göstermektedir. 750 o C anataz piklerinin olmasının sebebi, 750 o C den alınan tozun 43

yeterli soğutma hızına ulaģamamasında dolayı rutil yapısının yanı sıra anataz yapısının da 400 o C dolaylarında kristalleģmiģ olduğu düģünülmüģtür [39]. Sol-jel kaplama iģlemleri ġekil 5.3 de görülen bilgisayar kontrollü KSVLMX2 Dip- Coater cihazı ile yapılmıģtır. Kaplama iģleminde numuneler sole 100 ve 200 mm/dakika hızlarınında daldırılmıģtır. Daldırma iģlemi 5 kere yapılmıģtır ve her daldırmadan sonra numuneler normal atmosferik koģullarda 130 o C`de 10`ar dakika bekletilmiģtir. En son daldırmadan sonra numuneler 450 o C`de atmosfer ortamında 1 saat boyunca sinterlenmiģtir. ġekil 5.3 : Daldırma kaplama cihazı. 5.3 Kaplamalara Ait Karakterizasyon ÇalıĢmaları Sol-jel daldırma yöntemi ile kaplanan CoCrMo alaģımının yüzeyinde oluģan filmin karakterizasyonu mikroyapı incelemeleri, kalınlık, pürüzlülük, ıslatma açısı ölçümleri ve çizik testleri ile yapılmıģtır. Altlıkların yüzeyinde oluģan filmlerin yüzeyleri EDS donanımlı JEOL JSM-7000F marka taramalı elektron mikroskobu (SEM) ile incelenmiģtir. X ıģınları incelemeleri GBC MMA 027 model X-ıĢınları cihazında 28,8 ma, 25kV güç değerlerinde CuKα tüp kullanılarak, 20 80 o arasında 0,2 lik artıģlar ile tarama yapılarak gerçekleģtirilmiģtir. 44

Yüzeyde oluģturulan filmlerin pürüzlülük ölçümleri Veeco Dektak 6M Stylus yüzey profilometresi ile belirlenmiģtir. Pürüzlülük ölçümlerinde kaplanan yüzey 5mg yük altında, numune yüzeylerinde 5000μm mesafede tarama yapılarak gerçekleģtirilmiģtir.kaplamaların kalınlıkları, numuneler yarıya kadar kaplandıktan sonra kaplanmıģ ve kaplanmamıģ bölgelerin profili alınarak hesaplanmıģtır. Islatma açılarının belirlenmesinde KSV CAM200 optik ölçüm cihazı kullanılmıģtır. Filmlerin üzerine 10 µl saf su damlatılıp, damla ile yüzey arasındaki açı ölçülmüģtür. Bu yöntem ile su damlasının film yüzeyini ıslatma kabiliyeti belirlenmiģtir. Kaplamaların yapıģma özellikleri Eriksen marka çizik testi cihazı ile belirlenmiģtir. Numune yüzeyinde birbirini dik kesecek Ģekilde çizikler oluģturulmuģ ve kesiģen bölgelerdeki yapıģma özellikleri incelenmiģtir. 5.4 Antibakteriyellik Deneyleri Antimikrobiyellik aktivite testi icin E. Coli bakteri kullanılmıģtır. Genelde E. coli kısaltması ile veya koli basili olarak bilinen Escherichia coli (okunuģu EĢeriĢiya koli), memeli hayvanların kalın bağırsağında yaģayan faydalı bakteri türlerinden biridir.ġekil 5.4`de E.coli bakteri kolinisi gosterilmiģtir. Ġnsanın bir günde dıģkı yoluyla vücudundan geçen E. coli bakteri sayısı 100 milyar ila 10 trilyon arasındadır. BaĢka hayvanlarda etkisiz olan bazı E. coli tipleri insana bulaģtıklarında hastalık yapabilirler. Bunların en ünlüsü sayılan O157:H7 adlı serotip kanlı ishale ve ölüme yol açabilir. Bakteri çubuk Ģeklinde olup, boyutları 1-2 µm uzunluğunda ve 0.1-0.5 µm çapındadır. E. Coli fakültatif anaerobik, gram negatif, endospor olusturamayan vücut sıcaklığında ve ph değeri 7 olan ortamlarda optimum olarak büyüyen bakterilerdir. Yaygın bir bakteri olmasından dolayı E. coli mikrobiyolojide sıkça çalıģılmıģtır ve moleküler biyolojide bir gereç haline gelmiģtir. Yapısı bellidir, hayat bilimlerini çalıģan her seviyede ögrenci ve araģtırmacı için ideal bir araģtırma organizmasıdır. Moleküler biyolojinin pek çok önemli mekanizması, metabolizmanın çoğu ayrıntısı bu organizmada yapılan araģtırmalarla anlaģılmıģtır. En az on Nobel Ödülü E. coli 'de yapılan araģtırmalara dayanır [40]. Disk difüzyon yöntemi kullanılarak Escherichia coli bakterisine karģı gümüģ katkılı titanyum oksit tabakasının antimikrobiyal etkisi araģtırılmıģtır. 15 ml Rapid E. Coli agar besiyeri içeren petrilere 106 adet/ml konsantrasyonunda 0,1 ml E. coli inoküle edilmiģtir. Bakteri süspansiyonu steril drigalski spatülü kullanarak tüm petri 45

yüzeyine yayılmıģtır. Standart F75 CoCrMo alaģımı, TiO 2 kaplı ve 0,033 gr AgNO 3 içeren, 0,066 gr AgNO 3 içeren, 0,2 gr AgNO 3 içeren, 0,5 gr AgNO 3 içeren, titanyum oksit kaplı numunelerin her biri E. coli inoküle edilen petrilerin merkezine aseptik koģullar altında konulmuģtur. Petriler 37 C de 24 saat süre ile inkübe edilmiģtir. Kontrol diski olarak AgNO 3 içermeyen materyal kullanılmıģtır. ġekil 5.4 : E.coli bakteri kolonisi [ 40]. GümüĢ katkılı titanyum oksit tabakasının antibakteriyel etkisi plak sayım yöntemi kullanılarak değerlendirilmiģtir. Plate Count Agar besiyeri içeren petrilerin merkezine TiO 2 kaplı ve 0,033 gr AgNO 3 içeren, 0,066 gr AgNO 3 içeren, 0,2 gr AgNO 3 içeren, 0,5 gr AgNO 3 içeren, titanyum oksit kaplı CoCrMo örnek materyali konulmuģtur. Her bir örneğin üzerine 10 6 adet/ml konsantrasyonunda 0,1 ml Escherichia coli inoküle edilmiģtir ve 37 C de 24 saat inkübe edilmiģtir. Ġnkübasyon sonunda her bir örneğe ait inokulum, peptonlu su kullanılarak seyreltilmiģtir. Dilüsyonlar, Plate Count Agar içeren besiyerine dökme plak yöntemi ile inoküle edilmiģtir ve 37 C de 48 saat inkübe edilmiģtir. Plate Count Agar da oluģan koloniler sayılarak antibakteriyel etkinlik belirlenmiģtir. 5.4 Biyoaktivite Deneyleri Biyoaktivite deneylerini yapmak maksadıyla yapay vücut sıvısı hazırlanmıģ ve numuneler hazırlanan bu yapay vücut sıvısı (Simulated Body Fluid - SBF) kullanılarak bir aylık biyoaktivite testine tabi tutulmuģtur. Numuneler kaplama yapıldıktan hemen sonra bekletilmeden yapay vücut sıvısı dolu beherlerin içine yerleģtirilmiģtir. Daha sonra bu beherler su dolu akvaryumun içine konulmuģtur. Beherin sıcaklığı vücut sıcaklığı olan 37 o C ye ayarlanmıģtır. Kanın 46

akıģ hızını simule etmek amacıyla yapay vücut sıvısında 80 dev/dak hızla dönen magnetik karıģtırıcı kullanılmıģtır. Numuneler yapay vücut sıvısında bir ay süreyle bekletilmiģtir. Daha sonra her hafta numuneler sıvıdan çıkarılıp SEM görüntüleri alınmıģ ve EDS analizleri yapılmıģtır. Yapay vücut sıvısı (SBF) hazırlanmasında kullanılan bileģikler Çizelge 5.2 degösterilmiģtir. Yapay vücut sıvısının hazırlanıģı aģağıda verilmiģtir. Çizelge 5.2 : Yapay vücut sıvısı (SBF) hazırlamada kullanılan bileģikler [41]. BileĢik Saflık Miktar NaCl Biyolojik çalıģma için 7.996 g NaHCO 3 Biyolojik çalıģma için 0.350 g KCl Biyolojik çalıģma için 0.224 g K2HPO4.3H2O %99 0.228 g MgCl6.6H20 %99.7 0.305 g CaCl2 %99.6 0.278 g Na2SO4 Biyolojik çalıģma için 0.071 g H2NC(CH2OH)3 Biyolojik çalıģma için 6.057 1N-HCl Yapay Vücut Sıvısının hazırlanıģı: 1 litrelik polietilen behere 600 ml saf su koyularak üzeri kapatılmıģtır. Beher, 300 dev/dak hızla dönen manyetik karıģtırıcıyla karıģtırılmaya baģlanıp bütün bileģikler sırasıyla tartılarak ilave edilmiģ ve çözünmeleri sağlanmıģtır. Çözeltiye saf su ilave edilerek toplam hacim 1 lt ye tamamlanmıģtır. KarıĢtırma iģlemi devam ederken 1 N HCl solüsyonundan damla damla ilave edilerek hazırlanan çözeltinin ph ı 7,4 e ayarlanmıģtır. Biyoaktivite deneyi düzeneğinin fotoğrafı ġekil 5.5 degörülmektedir. Biyoaktivite deneylerinin sonuçlarının yorumlanması için numunelerin EDS donanımlı taramalı elektron mikroskobu (SEM) görüntüleri ve EDS analizleri verilmiģtir. 47

ġekil 5.5 : Biyoaktivite deney düzeneği. 48

6. DENEYSEL SONUÇLAR 6.1 Kaplamanın Karakterizasyonu Bölüm 5.2 de de belirtildiği üzere kaplama iģlemlerinde kullanılan solün DTA analizleri ve X ıģınları incelemeleri sonucunda 450 o C sıcaklıkta anataz formunun oluģtuğu gözlemlenmiģtir [39]. Bu çalıģmada CoCrMo altlıklar 4 kat kaplanmıģ ve 130 o C de normal atmosferik koģullarda aratav yapılmıģtır. Daha sonra bir kat kaplama daha yapılan nuımnuneler atmosfer ortamında 450 o C de tavlanmıģtır.. Numuneler kaplama kalınlıklarının ölçülmesi için belirlenen 100 ve 200 mm/dak. daldırma hızlarında kaplandıktan sonra 1 saat süreyle atmosfer ortamında 450 o C sinterlenmiģtir. Daha sonra elde edilen kaplamanın karakterizasyonu yapılmıģtır. Bu çalıģmada sol 200 ml sole 0 ila 0,5 gr arası AgNO 3 ilave edildiğinden, oluģturulan kaplamalar soldeki AgNO 3 miktarına göre ; TiO 2, 0,033 Ag/TiO 2 ; 0,066 Ag/TiO 2 ; 0,2 Ag/TiO 2 ; 0,5 Ag/TiO 2 olarak kodlandırılmıģtır. 6.1.1 Daldırma hızının kaplama kalınlığına ve özelliklerine etkisi Numuneler 100 mm/dak. hızla ve 200 mm/dak. hızla sole daldırılıp kaplanmıģtır. Daha sonra kaplama kalınlıkları ölçülmüģtür. 100 mm/dak. hızla kaplanan numunenin kaplama kalınlığı 150 nm iken 200 mm/dak. hızla kaplanan numunenin 180 nm dir. Daha önce yapılan bir çalıģmada paslanmaz çelik aynı prosese tabi tutulmuģ ve bu çalıģmada da daldırma hızı arttıkça kaplama kalınlığının, pürüzlülüğünün arttığı ve temas açısının azaldığı görülmüģtür [39]. ġekil 6.1 a, b, ve c de saf su damlasının CoCrMo alaģımı, TiO 2 kaplama ve 0,5 g Ag/TiO 2 kaplama ile olan ıslatma fotoğrafları görülmektedir. Çizelge 6.1 de CoCrMo alaģımı ile sol-jel tekniği ile elde edilmiģ kaplamaların (daldırma hızı 200 mm/dak) kalınlık, temas açıları ve pürüzlülük değerleri verilmiģtir. TiO 2 kaplamaya Ag ilavesi ile temas açısı önce artırmıģ sonra azaltmıģtır. En düģük temas açısı 0,5 Ag/TiO 2 kaplamada elde edilmiģtir. 49

. ġekil 6.1 :(a) F75 CoCrMo, (b) TiO 2 kaplı, (c) 0,5 g Ag/TiO 2 kaplı numuneler. Çizelge 6.1:Kaplanan numunelerin ve CoCrMo alaģımının yüzey özellikleri. Kaplama Kodu Kaplama Kalınlığı(nm) TemasAçısı ( o ) Pürüzlülük (Ra) CoCrMo - 55 0,09 TiO 2 150 63 0,04 0,033 Ag/TiO 2 83 0,066 Ag/TiO 2 60 0,5 Ag/TiO 2 180 45 0,06 Steril 0,5 Ag/TiO 2 * 55 * 121 o C de 60 dak. sterilize edililmiş kaplama. 50

CoCrMo üzerinde oluģturulan kaplamaların altlığa yapıģma özellikleri hakkında bilgi edinebilmek amacıyla yapılan çizik testlerinde çiziklerin kesiģme bölgeleri ġekil 6.2 de görülmektedir. Gerek TiO 2 ve gerekse Ag/TiO 2 kaplamalarda çiziklerin kesiģme bölgelerinde kalkma veya atma Ģeklinde belirgin bir hasar görülmemiģtir. Bu nedenle bu çalıģmada oluģturulan kaplamaların CoCrMo altlığa çok iyi yapıģtığı kanaatine varılmıģtır. ( a) ( b) ġekil 6.2 :Çizik deneyi sonuçları ( a) TiO 2 ve ( b) Ag/TiO 2 ince film kaplamalar. 51

Kaplama Kodu 6.1.2 Kaplamanın yapısal karakterizasyonu KaplanmıĢ durumda Çizelge 6.2 de, kaplama sonrasında 121 o C de 60 dak. sterilizasyon sonrasında Çizelge 6.3`de verilmiģtir.mikroskobik incelemelerde hem TiO 2 ve hem de Ag/TiO 2 ince filmlerin yapısında bir süreksizlik veya porozite görülmemektedir. Kaplama, altlık yüzeyinde homojen olarak dağılmaktadır. Özellikle 0,5 Ag/TiO 2 kodlu kaplamanın EDS paterninde Ag piki belirgin olarak ortaya çıkmıģtır. Ek ÇizelgeB2`de EDS analizlerinin kimyasal bileģimleri görülmektedir. Kaplamaların sterilize edilmesi ile orjinal kaplamalarda ki mevcut lekeleri ortadan kaldırmıģtır. Bunun dıģında hem görüntü ve hem de kimyasal analiz olarak orjinal kaplamadan belirgin bir farklılık görülmemiģtir. EK ġekil A1 de aynı numunelerin yüksek büyütmeli SEM görüntüleriverilmiģtir. Çizelge 6.2 : Numunelerin SEM görüntüleri ve EDS analizleri. SEM Görüntüleri EDS Analizi Sonuçları TiO2 52

Kaplama Kodu SEM Görüntüleri EDS Analizi Sonuçları 0,2Ag/TiO2 0,066 Ag/TiO2 0,033 Ag/TiO2 53

Kaplama Kodu SEM Görüntüleri EDS Analizi Sonuçları 0,5Ag/TiO2 Kaplama Kodu Çizelge 6.3 :Sterilizasyon sonrası numunelerin SEM görüntüleri ve EDS analizleri. SEM Görüntüleri EDS Analizi Sonuçları Steril 0,5 Ag/TiO2 Steril 0,066 Ag/TiO2 0,5 Ag/TiO 2 kodlu kaplamının orijinal ve steril hallerinde yapılan XRD çalıģmalarından elde edilen paternler ġekil 6.3 de görülmektedir. 54

( a) ( b) ġekil 6.3: ( a) 0.5 g Ag/TiO 2 kaplamanın ( b) Sterilizasyon sonrası 0.5 g Ag/TiO 2 kaplamanın XRD paterni incelemesi. Her iki durumdada kaplamanın yapısında anataz, gümüģ ve gümüģ oksit ( Ag 2 O ve Ag 2 O 3 formlarında) bulunmaktadır. Sterilazyon sonrasında gümüģ oksit piklerinin Ģiddetinde bir miktar artıģ olmuģtur. 55

6.2 Antibakteriyellik Ġncelemeleri Kaplamanın antibakteriyel özelliğinin incelenmesi için gram pozitif Escherichia coli bakterileri antibakteriyellik testlerinde kullanılmıģtır. Numunelerhazırlandıktan hemen sonra birgün önce hazırlanmıģ petri içerisindeki bakterilerin ortasına yerleģtirildikten sonra etüvde 37 o C`de 24 saat bekletilmiģtir. 24 saat sonra numunelerin etrafında beyaz zonun oluģumuna göre kaplamaların anti bakteriyel özelliği değerlendirilmiģtir. Söz konusu beyaz zon oluģumu, numunenin etrafındaki bakterilerin öldürülmesi ile ilgilidir. Ek ġekil B.2 de de de anlaģıldığı gibi kaplama iģlemlerinin yapıldığı solde gümüģ nitrat konsantrasyonu arttıkça kaplamaların antibakteriyellik özelliği daha fazla görülmektedir. Kaplamasız CoCrMo numunesinde antibakteriyellik görülmemektedir. TiO 2 kaplı numunede ve sterilizasyon sonrası TiO 2 kaplı numunede de belirgin bir anti bakteriyel özellik elde edilememiģtir. Ek ġekil B.2 de de görüldüğü gibi soldeki gümüģ nitrat miktari 0.033 ve 0.066 gram iken istenilen mikrobiyellik özelliği gözlenmemiģtir. 0,2 gram gümüģ nitrat ilaveli solle kaplı numunede antibakterilliğin etki alanı 2,5 mm iken 0,5 gram gümüģ nitrat ilaveli solle kaplı numunede antibakterilliğin etki alanı 3 mm kadardır. GümüĢ miktarına göre mikrobiyellik etki alanı grafiği ġekil 6.4`de görülmektedir. ġekil 6.4: Sol içerisindeki gümüģ nitrat miktarina bağlı numune çevresindeki beyaz zonun geniģliği. Kaplamasız numune ve TiO 2 kaplı numunede antibakteriyellik özelliğigörülmemiģtir. 0,066 gram gümüģ nitrat ilaveli solle kaplı numunede de antibakteriyellik özelliği elde edilememiģtir. GümüĢ nitrat miktarı 0,1 grama çıkarılınca beyaz zonun oluģtuğu 56

görülmüģtür. Miktarın 0,2 ve 0,5 grama artması ile daha fazla antibakteriyellik özelliği göstermiģtir. Sterilizasyon sonrası yapılan antibakteriyellik testlerinde sterilizasyon öncesi ve sonrasında aynı solle kaplanmıģ numunelerde paralel antibakteriyellik özelliği göstedikleri anlaģılmıģtır. 6.3 Biyoaktivite Ġncelemeleri Standart F75 CoCrMo alaģımı, TiO 2, 0,033 Ag/TiO 2, 0,066 Ag/TiO 2 ve steril 0,066 Ag/TiO 2 kaplı 5 numune bir ay boyunca yapay vücut sıvısı içinde bekletilmiģtir ve her hafta SEM görüntüleri ile EDS analizleri yapılmıģtır. EK Çizelge A1 A5 de biyoaktivite testine tabi tutulan numunelerin deney süresince yüzeylerindeki oluģumların geliģimi SEM görünümü ve yüzey EDS analizine göre verilmiģtir. Dört hafttalık deney süresi boyunda CoCrMo alaģımında yüzeyinde her hangi bir oluģum gözlenmemiģtir. Dördüncü hafta sonunda sadece CoCrMo alaģımına ait pikler görülmektedir. Sonuçlarda görülen kalsiyum ve fosfor pikleri ihmal edilecek orandadır. TiO 2 ile kaplı numunede birinci hafta itibariyle yüzeyde kalsiyum ve fosfor çökmeye baģlamıģtır. TiO 2 kaplamada Ag bulunması Ca ve P çökelmesini geciktirmektedir. Ag/TiO 2 kaplamalarda dördüncü haftada Ca ve P içeren çökeltiler oluģmaya baģlamıģtır. Steril edilmiģ 0,066 Ag/TiO 2 kaplı numunede de dördüncü haftada Ca ve P çökeltileri oluģmaya baģlanmıģtır ancak orjinal 0,066 Ag/TiO 2 numunesinin yüzeyinde oluģan çökeltiye göre daha az miktardadır. Netice itibariyle TiO 2 kaplı numune kaplamasız numune ve Ag/TiO 2 kaplı numunelerle kıyaslanınca yüzeyde daha fazla Ca ve P çöktüğü görülmüģtür. 57

58

7. GENEL SONUÇLAR Bu çalıģmada F75 kobalt krom molibden alaģımı sol-jel daldırma yöntemiyle TiO 2 ve Ag/TiO 2 ince filmleriyle kaplanmıģtır ve aģağıdaki sonuçlar elde edilmiģtir. 1. YaklaĢık 180 nm kalınlığındatio 2 ve Ag/TiO 2 kaplamalar sol jel tekniği ile CoCrMo alaģımı üzerine baģarı ile kaplanabilmektedir. 2. TiO 2 kaplanmıģ numune CoCrMo alaģımına göre daha yüksek ıslanabilme kabiliyetine ve biyoaktiviteye sahiptir. TiO 2 kaplanmıģ yüzeyde yapay vucut sıvısı içinde Ca ve P ca zengin çökeltiler yaklaģık bir hafta süre içinde oluģmaya baģlamaktadır. Ancak TiO 2 kaplamada gümüģ ve gümüģ oksit bulunması yapay vücut sıvısı içinde Ca ve P ca zengin çökeltilerin oluģumunu geçiktirmektedir. 3. Gerek orjinal ve gerekse TiO 2 kaplanmıģ CoCrMo alaģımı E.coli bakterisine karģı belirgin bir anti bakteriyel özellik göstermemektedir. TiO 2 kaplamada Ag ve gümüģ oksit bulunması ile kaplamanın anti bakteriyel özelliği önemli oranda artmaktadır. En yüksek anti bakteriyel özellik 0,5 AgNO 3 ilavelisol kullanılarak yapılan kaplamada elde edilmiģtir. 121 C de 60 dakika süre ile yapılan sterilizasyon iģlemi bu kaplamının antibakteriyel özelliğini önemli oranda değiģtirmemiģtir.. 59

60

8. KAYNAKLAR [1]Park, J. B. and Lakes R. S., 2010: Biomaterials: An Introduction, Springer, USA. [2]Hasırcı, V., Biyomedikal Malzemeler ve Türkiye, 2. Biyomalzeme ve Doku Mühendisliği ÇalıĢtayı, 28 Mayıs 2010: Ankara. [3]Hench, L. L., 1992: An Introduction to Bioceramics, Word Scientific Publishing, Florida. [4]Url-1<http://www.orthodynamics.co.uk/products/fracture_plates.php>, tarih 18.11.2010. alındığı [5] Url-2<http://www.metaldunyasi.com/tr/arsivdergi.asp?aay=1&yiil=2008>, alındığı tarih 17.11.2010. [6] Bhat, S. V.,2002: Biomaterials, Kluwer Academic Publishers, India. [7] Menthe, E. and Rie, K. T., 1999: Further investigation of the structure and properties of austenitic stainless steel after plasma nitriding, SurfaceCoatings and Technology, 116-119, 199-204. [8] Gür, A. K., TaĢkın, M., 2004: Metalik biyomalzemeler ve biyouyum, Doğu Anadolu AraĢtırmaları Fırat Üniversitesi, Teknik Eğitim Fakültesi, Metal Bölümü, ELAZIĞ. [9] Niinomi, M., 1998: Mechanical properties of biomedical titanyum alloys, Materials Sci. And Engineering, 243 231-236. [10] Sarsılmaz, F., Sarsılmaz, C., 2003: Ortopedide kullanılan polimer esaslı kompozit malzemeler, Doğu Anadolu Bölgesi AraĢtırmaları 3, Fırat Üniversitesi Teknik Eğitim Fakültesi, Metal Bölümü, Elazığ- TÜRKĠYE. [11] Ramakrishna, S., 2001: Biomedical applications of polymer-composite materials, Composite Science and Tech.,61 1189-1224. [12] Hench, L. L., 1991: Bioceramics: From Concept to Clinic,J. Am. Ceram Soc.74 [7] 1487-520. [13] Kartal, G., Güven, A., Kahvecioğlu, O., Timur, S., 2002:Metallerin çevresel etkileri II ĠTÜ Metalurji ve Malzeme Mühendisliği Bölümü, Ġstanbul. [14] Black, J. And Hasting, G., 1998: Handbook of Biomaterial Properties, Chapman & Hall, London, 169-177. [15] Ratner, H. And Buddy, D., 2004: Biomaterials Science An Introduction to Materials in Medicine, Elsevier Academic Press, London, 67-80. 61

[16] Cawley, J., Metcalf, J.E.P., 2003:A tribological study of cobalt chromium molybdenum alloys used in metal-on-metal resurfacing hip arthroplasty, Elsevier U.K Wear, 255 999 1006. [17] Jacobs, W., Anderson, PG., van Limbeek, J., 2001: Mobile bearing vs fixed bearing prostheses for total knee arthroplasty for post-operative functional status in patients with osteoarthritis and rheumatoid arthritis, Cochrane Database of Systematic Reviews, Issue 2. Art. [18] Coleman, S. H.,2009:Hip mobility and hip arthroscopy: A patient's guide to correcting femoro-acetabular impingement, Weill Cornell MedicalCollege. [19] Url-3<http://www.google.co.uk/imgres?imgurl>, alındığı tarih 14.11.2010. [20] Gonen, E., Pestilci, F., AteĢ, Y., 2005:Yüzey degistirme -resurfacing - kalça artroplastisitotbid Dergisi,4(3-4):96-107. [21] Url-4<http://tr.wikipedia.org/wiki/Osseointegrasyon>, alındığı tarih 15.11.2010. [22] Hasırcı, Y., 2007: GümüĢ iyonunun antibakteriyel olarak kullanımı, Haber ODTÜ,171-4. [23] Reclaru, L., Eschler, P. Y., Lerf, R., Blatter, A., 2005: Electrochemical corrosion and metal ion release from Co-Cr-Mo prosthesis with titanium plasma spray coating, Biomaterials,26 4747-4756. [24] Holeczek, H., Santos, C. B., Haubold, L., Metzner, M., DLC-Coated CoCrMo steel for use in medical implants wear and corrosion resistance influence of different surface finishing techniques, World Congress on Medical Physics and Biomedical Engineering, September 7.12.2009: Munich,Germany. [25] Whisbey, A., Gregson, P. J., Tuke, M., 2003:Application of PVD TiN coating to Co-Cr-Mo based surgical implants, Biomaterials,8(6):477-80. [26] Yang Y., Ong J. L., Tian J., 2002:Deposition of highly adhesive ZrO2 coating on Ti and CoCrMo implant materials using plasma spraying, Biomaterials,24 619-627. [27] Goldberg, J. R., Gilbert, J. L., 2003:The electrochemical and mechanical behavior of passivated and TiN/AlN-coated CoCrMo and Ti6Al4V alloys, Biomaterials,25 851-854. [28] Vandamme, V. S., Topoleski, L. D. T., 2005:Control of surface morphology of carbide coating on Co-Cr-Mo implant alloy, Journay of Materials Science,16 647-654. [29] Mu, D., Shen, B., 2010: Oxidation resistance of boronized CoCrMo alloy, Int. Journay of Refractory Metals and Hard Materials,28 424-428. [30] Schmalzried, TP, 2004: Total resurfacing for osteonecrosis of the hip, Clinic Orthopedia,(429):151-6, USA. [31]Pierre, A. C., 1998: Introduction to Sol-gel Processing, Kluwer Acedemic Publisher, London. [32] Koh, W., Ku, S., Kim, Y., 1997: Thin solid films, Elsevier Science, 304 222-224. 62

[33] Özler, F. B., 2007: Titanyum ve AlaĢımlarının Sol-jel Daldırma Yöntemiyle Yüzey Modifikasyonu, Yüksek Lisans Tezi, Ġ.T.Ü. Fen Bilimleri Enstitüsü, Ġstanbul. [34] Zhang, W., Wang, C., Liu, W., 2006: Characterization and tribological investigation of sol-gel ceramic films on Ti-6Al-4V, Wear, 260, 379-386. [35] Brinker, C.J. and Sherer, G.W., 1990: Sol-Gel Science, Academic Press, San Diego. [36] Türhan, Ġ., 2000: TiO 2 ve Katkılı TiO 2 Ġnce Filmlerinin Hazırlanması ve Karakterizasyonu, Yüksek Lisans Tezi, Ġ.T.Ü. Fen Bilimleri Enstitüsü, Ġstanbul. [37] Klein, L.C., 1988: Sol-Gel Technology For Thin Films, Fibers, Preforms,Electronics, and Specialty Shapes, Park Ridge, Noyes Publications, USA. [38] Url-5< http://www.ceramicindustry.com/articles/cover_story/>, alındığı tarih 18.11.2010. [39] Gönüllü, Y., 2009: Ortapedik Implant Malzemesi Olarak Kullanılan Östenitik Paslanmaz Çeliğin Sol-jel Tekniği ile Yüzey Özelliklerinin GeliĢtirilmesi Yüksek Lisans Tezi, I.T.Ü. Fen Bilimleri Enstitüsü, Ġstanbul. [40] Url-6<http://tr.wikipedia.org/wiki/Escherichia_coli>, alındığı tarih 17.11.2010. [41] Balaban, N., 2007: Titanyum ve AlaĢımlarının Biyouyumluluklarının Ġncelenmesi, Yüksek Lisans Tezi, I.T.Ü. Fen Bilimleri Enstitüsü, Ġstanbul. 63

64

EKLER EK A:SEM Görüntüleri ve EDS Analizleri EK B : EDS AnalizlerinKimyasalBileĢimive Antibakteriyellik Görüntüleri 65

(a) (b) ġekil A.1 : (a )TiO2 ile kaplanan numunelerin 1.0k, (b) 10k büyütmelerde yüzey görüntüleri (c ) %0,25 Ag/TiO2 ile kaplanan numunelerin 3.0k (d) 10k büyütmelerde yüzey görüntüleri (e ) %0,5 Ag/TiO2 ile kaplanan numunelerin 3.0k ( f) 10k büyütmelerde yüzey görüntüleri (g) Sterilizasyon sonrası %0,5 Ag/TiO2 ile kaplanan numunelerin 1.0k ( h) 2.5k büyütmelerde yüzey görüntüleri. 66

(c) (d) ġekil A.2 : (a )TiO2 ile kaplanan numunelerin 1.0k, (b) 10k büyütmelerde yüzey görüntüleri (c ) %0,25 Ag/TiO2 ile kaplanan numunelerin 3.0k (d) 10k büyütmelerde yüzey görüntüleri (e ) %0,5 Ag/TiO2 ile kaplanan numunelerin 3.0k ( f) 10k büyütmelerde yüzey görüntüleri (g) Sterilizasyon sonrası %0,5 Ag/TiO2 ile kaplanan numunelerin 1.0k ( h) 2.5k büyütmelerde yüzey görüntüleri. 67

(e) (f) ġekil A.3 : (a )TiO2 ile kaplanan numunelerin 1.0k, (b) 10k büyütmelerde yüzey görüntüleri (c ) %0,25 Ag/TiO2 ile kaplanan numunelerin 3.0k (d) 10k büyütmelerde yüzey görüntüleri (e ) %0,5 Ag/TiO2 ile kaplanan numunelerin 3.0k ( f) 10k büyütmelerde yüzey görüntüleri (g) Sterilizasyon sonrası %0,5 Ag/TiO2 ile kaplanan numunelerin 1.0k ( h) 2.5k büyütmelerde yüzey görüntüleri. 68

(g) (h) ġekil A.4 : (a )TiO2 ile kaplanan numunelerin 1.0k, (b) 10k büyütmelerde yüzey görüntüleri (c ) %0,25 Ag/TiO2 ile kaplanan numunelerin 3.0k (d) 10k büyütmelerde yüzey görüntüleri (e ) %0,5 Ag/TiO2 ile kaplanan numunelerin 3.0k ( f) 10k büyütmelerde yüzey görüntüleri (g) Sterilizasyon sonrası %0,5 Ag/TiO2 ile kaplanan numunelerin 1.0k ( h) 2.5k büyütmelerde yüzey görüntüleri. 69

3. hafta 2. hafta 1. hafta SBF Test Süresi Çizelge A.1 : Belirli sürelerde SBF testine tabi tutulan standart F75 CoCrMo alaģımının SEM görüntüleri ve EDS analizleri. SEM Görüntüleri EDS Analizi Sonuçları 70

1. hafta 4. hafta SBF Test Süresi Çizelge A.1 (devam) : Belirli sürelerde SBF testine tabi tutulan standart F75 CoCrMo alaģımının SEM görüntüleri ve EDS analizleri. SEM Görüntüleri EDS Analizi Sonuçları 71

3. hafta 2. hafta 1. hafta SBF Test Süresi Çizelge A.2: Belirli sürelerde SBF testine tabi tutulan TiO 2 kaplı numunenin SEM görüntüleri ve EDS analizleri. SEM Görüntüleri EDS Analizi Sonuçları 72

1. hafta 4. hafta SBF Test Süresi Çizelge A.2 (devam ): Belirli sürelerde SBF testine tabi tutulan TiO 2 kaplı numunenin SEM görüntüleri ve EDS analizleri. SEM Görüntüleri EDS Analizi Sonuçları 73

4. hafta 3. hafta 2. hafta SBF Test Süresi ÇizelgeA.3: Belirli sürelerde SBF testine tabi tutulmuģ 0.033 Ag/TiO 2 kaplı numunenin SEM görüntüsü ve EDS analizleri. SEM Görüntüleri EDS Analizi Sonuçları 74

3. hafta 2. hafta 1. hafta SBF Test Süresi ÇizelgeA.4 : Belirli sürelerde SBF testine tabi tutulmuģ 0.066 Ag/TiO 2 kaplı numunenin SEM görüntüsü ve EDS analizleri. SEM Görüntüleri EDS Analizi Sonuçları 75

1. hafta 4. hafta SBF Test Süresi Çizelge A.4 (devam) : Belirli sürelerde SBF testine tabi tutulmuģ 0.066 Ag/TiO 2 kaplı numunenin SEM görüntüsü ve EDS analizleri. SEM Görüntüleri EDS Analizi Sonuçları 76

3. hafta 2. hafta 1. hafta SBF Test Süresi ÇizelgeA.5: Belirli sürelerde SBF testine tabi tutulmuģ steril 0.066 Ag/TiO 2 kaplı numunenin SEM görüntüsü ve EDS analizleri. SEM Görüntüleri EDS Analizi Sonuçları 77

1. hafta 4. hafta SBF Test Süresi Çizelge A.5 (devam) : Belirli sürelerde SBF testine tabi tutulmuģ steril 0.066 Ag/TiO 2 kaplı numunenin SEM görüntüsü ve EDS analizleri. SEM Görüntüleri EDS Analizi Sonuçları 78