Материалы для эндопротезов суставов

Размещено на http://www.allbest.ru/

Предмет «Физиологические аспекты создания и использования биоматериалов»

Тема «МАТЕРИАЛЫ ДЛЯ ЭНДОПРОТЕЗОВ СУСТАВОВ»

Современные успехи эндопротезирования являются результатом не только возросшего мастерства хирургов, но и большего понимания того, как ткани организма взаимодействуют с имплантатами. Эндопротезы суставов стали изготавливать из материалов, которые сами, а также продукты их коррозии и изнашивания не вызывают в живых тканях острую реакцию отторжения. Биологическое воздействие организма на имплантированные материалы, обусловливающее их старение, а значит - снижение прочности и ухудшение триботехнических характеристик подвижных сопряжений, происходит в пределах, не приводящих к неплановому отказу эндопротезов. Ниже рассмотрен комплекс требований, предъявляемых к материалам имплантатов. Дан анализ номенклатуры металлических, керамических, полимерных и композиционных материалов, применяемых для эндопротезирования суставов. В заключение сделана попытка определить ближайшие тенденции материаловедения эндопротезов.

ТРЕБОВАНИЯ К МАТЕРИАЛАМ

Ткани живого организма в контакте с инородными материалами формируют поверхность раздела, на которой они могут агрессивно воздействовать на имплантат. Жидкости организма содержат активные биологические вещества, например, ферменты - биологические катализаторы на основе белков, присутствующие во всех живых клетках. Они могут вырабатывать радикалы, разрушающие полимерные имплантаты. Сложные электролиты, входящие в состав биологических жидкостей, инициируют электрохимическую коррозию металлов и могут вызвать растворение керамических материалов. Поэтому немногие материалы остаются нетронутыми после имплантации. В чрeзвычайных случаях организм инициирует комплексные реакции, «атакующие» имплантат в результате чего возникает воспаление.

Размещено на http://www.allbest.ru/

Современные представления о механизме реакций живых тканей на имплантат предполагают, что граница между ними динамична и сложна, рис. 1. В результате механической обработки, экспозиции на воздухе, стерилизации и воздействия биологического окружения поверхностный слой имплантата приобретает новую структуру. Его состав всегда отличается от состава материала в объеме имплантата. Поверхность металлических имплантатов покрывается оксидным слоем. Первой в контакт с ним обычно вступает сыворотка крови, белки которой адсорбируются на оксидах. Состав белкового адсорбированного слоя может изменяться в широких пределах в течение длительного времени [2].

Адсорбированные белковые молекулы вступают в донорно-акцепторное взаимодействие с оксидами имплантата, образуя комплексные химические соединения - лиганды. Рецепторы клеточных мембран избирательно взаимодействуют с этими лигандами. После того, как произойдет образование достаточного количества комплексов рецептор - лиганд, посылаются сигналы в ядро клетки в виде каскадов межклеточных химических реакций. Последние регулируют функции клеток, контактирующих с имплантатом - адгезию, видоизменение, осаждение матрикса (вещества, заполняющего внутриклеточные структуры) и т.п.

Адгезия макрофагов (клеток соединительной ткани) к имплантату и их слияние на его поверхности с образованием гигантских клеток является ответом ткани на инородное тело. Ответ зависит от таких факторов, как ориентация пептидов (веществ, синтезируемых клетками из аминокислот) или длина углеводородных цепей, иммобилизованных на поверхности имплантата. Регулируя ответ ткани, можно предупредить хронические и неблагоприятные реакции заживающей раны, от которых зависит, приживется ли имплантат.

Ответ можно регулировать путем выбора имплантируемых материалов.

Четыре типа реакций на имплантат приведены в табл.1.

Тип 1. Необходимо, чтобы имплантат не вызывал токсического действия, убивающего клетки тканей или высвобождающего химические соединения, которые могут мигрировать с кровью, лимфой и тканевыми жидкостями и вызывать системные повреждения организма.

Тип 2. Формирование вокруг имплантата фиброзной капсулы, является одной из самых распространенных реакций живой ткани. Капсула образуется для изоляции и последующего вытеснения чужеродного тела из организма. Эта защитная реакция возникает в результате воспалительного процесса, реагирующего на химическую структуру имплантированного материала. Имплантаты на рис. 2. а и б изготовлены из поликарбонатов, которые отличаются лишь структурой привитых к основной цепи алкил-эфирных групп. Спокойная реакция костной ткани на имплантат (а - привиты этиловые группы) изменилась на неблагоприятную, которая обусловила образование толстой фиброзной капсулы между костью и имплантатом (б - привиты акриловые группы). Образование капсулы происходит следующим образом.

Таблица 1. Типы локальных реакций, протекающих на границе ткань-имплантат

Рис. 2. Границы между полимерными имплантатами и костью кролика: 1 - кость, 2 - имплантат, 3 - фиброзная капсула (пояснения - в тексте)

Воспалительная реакция ткани обусловливает накопление на поверхности раздела ткань - имплантат макрофагов, преимущественно белых клеток крови - лейкоцитов. Если имплантация не осложнена инфекциями, то эта стадия воспалительного процесса заканчивается в среднем через трое суток. Через 4-5 суток после операции вокруг имплантата преобладают макрофаги, однако, имеются лимфоциты (один из типов лейкоцитов), плазматические клетки и фибробласты (основная клеточная форма соединительной ткани животных и человека). При неагрессивной реакции ткани популяция макрофагов резко уменьшается через 1-2 недели, и фибробласты образуют коллагеноподобную капсулу вокруг имплантата. Ее толщина изменяется во времени (рис.3).

Рис.3. Зависимость толщины капсулы от времени нахождения в организме крысы имплантатов, выполненных из полимерных материалов: 1 - полидиметилсилоксан, 2 - полистирол с покрытием из полиметилсилоксана

Тип 3. Через границу раздела между имплантатом и тканью образуется связь. Такая структура, называемая «биоактивной» границей раздела, предотвращает массоперенос между тканью и имплантатом. На границе восстанавливается структура исходной ткани. Поскольку система имплантат-ткань находится в состоянии динамического равновесия, этот тип реакции зависит от скорости электрохимических и биологических процессов, протекающих в ней.

Тип 4. Скорость изменения биоактивной границы достаточно быстрая, материал имплантата растворяется (резорбирует) и замещается тканью. Иными словами, резорбируемый материал химически деградирует под действием крови, лимфы, тканевых жидкостей или легко переваривается макрофагами. Продукты деградации нетоксичны и усваиваются клетками.

Далее мы будем использовать термины и определения медицинского материаловедения, рекомендованные V и VI международными конгрессами по биоматериалам (1998 и 2000 годы) и регламентированные стандартами ISO/TR 9966 и ГОСТ Р 511480-98.

Биоматериал - нежизнеспособный материал, предназначенный для контакта с живой тканью с целью выполнения функций медицинского назначения. Биоматериал должен быть биосовместимым и может быть биодеградируемым.

Биосовместимость - способность имплантата вызывать адекватную реакцию организма - хозяина в конкретных условиях их взаимодействия. Это - не свойство материала, из которого сделан имплантат, а характеристика системы имплантат-организм, соответствующая определенным условиям их контактирования. Биосовместимость не означает, что имплантант абсолютно не токсичен и не имеет других отрицательных свойств. Это - свойство имплантированного материала вызывать такую реакцию организма, которая позволяет решить поставленную задачу. Биосовместимые материалы взаимодействуют с организмом согласованно и органично, не вызывая заболеваний.

Как было отмечено, поверхностный слой имплантата быстро изменяется, вследствие осаждения на нем белковых молекул. Молекулярная масса последних увеличивается по мере роста осажденного слоя (эффект Vroman). Биосовместимость имплантата является мерой того, насколько осажденный слой белка приемлем организмом. Тесты на биосовместимость является основой для оценки возможности применения материалов в эндопротезах. В Ноттингемском университете (Англия) с использованием множества клеточных культур и типов материалов разработаны ставшие стандартами методы количественной оценки реакции клеток на имплантаты, биохимические и микроскопические методы определения их биосовместимости.

Отсутствие обобщенной теории, позволяющей понять механизм реакций живого организма на имплантат, до сих пор является предметом споров и беспокойства специалистов, изучающих проблему биосовместимости. О том, что эта проблема далека от своего решения, свидетельствует следующий пример. В мягкие ткани имплантированы три образца из одного и того же нетоксичного полимера, отличающиеся пористостью поверхностного слоя. Ткань вместе с кровеносными сосудами врастает в образец с округлыми порами диаметром 10-20 мкм, в то время как непористый образец и образец с продолговатыми (10х200 мкм) порами вызывают классическую реакцию ткани на инородное тело и инкапсулируются. Все три имплантата после заживления раны будут названы биосовместимыми, хотя степень их биосовместимости различна. Несмотря на то, что механизм реакций ткани на шероховатость поверхности имплантата не имеет исчерпывающего объяснения, технологию микротекстурирования имплантатов используют, чтобы стимулировать подвижность клеток и таким образом регулировать их функции. Клетки костной ткани мигрируют вдоль канавок на поверхности имплантата, имеющих соответствующие (порядка мкм) размеры. Это свидетельствует, что образование костной ткани может быть функцией микротопографии поверхности имплантата.

В действительности существует лишь относительно биосовместимые материалы, которые в течение ограниченного времени могут находиться в организме, не вызывая в нем негативных реакций. Стандарт ISO/TR 9966: 1989 (E) рекомендует оценивать биосовместимость материалов индивидуально в каждом конкретном случае и с осторожностью относится к результатам оценки. Невозможность предсказать реакцию организма на тот или иной имплантат привела к тому, что критерием биосовместимости до сих пор остается эксперимент in vivo.

Биодеградируемые материалы при контактировании с живыми организмами частично или полностью растворяются (поглощаются макрофагами, включаются в метаболические или биохимические процессы) и заменяются живой тканью. Биоустойчивость материалов - свойство, противоположное биодеградируемости - способность материалов противостоять воздействию биологической среды, сохраняя функциональные свойства.

Для характеристики биосовместимых материалов, имплантируемых в костную ткань, используют термины: биотолерантные, биоинертные и биоактивные.

Биотолерантные материалы взаимодействуют с костью посредством дальнего остеогенеза, т.е. они отделяются от костной ткани прорастающим фиброзным слоем.

Биоинертные материалы практически не взаимодействуют с тканями, находящимися с ними в контакте, не вызывают образования явно выраженного фиброзного слоя (толщина капсулы не превышает 50 мкм) и не стимулируют остеогенез. Кость может формироваться вблизи поверхности биоинертного имплантата. Последняя, как правило, имеет защитный слой, который препятствует выходу из имплантата ионов и диффузии в него биологической жидкости. Интеграция биоинертных материалов с костью осуществляется путем проникновения соединительной ткани в поры имплантата. Абсолютно биоинертных материалов не существует, т.к. на границе ткань-имплантат всегда регистрируется биологический отклик, интенсивность которого зависит от многих факторов (табл.2).

Таблица 2. Факторы, влияющие на биологический отклик костной ткани при контактировании с ортопедическим имплантатом

Биоактивные материалы вызывают биологический отклик в организме, обусловливающий интеграцию материала и организма. Они предназначены для связывания с биологическими системами, имея целью повышение эффективности лечения, образование или замещение любой ткани или органа, для выполнения тех или иных функций организма. Все биоактивные имплантаты, применяемые в травматологии и ортопедии, объединяет наличие на их поверхности карбонатного слоя, эквивалентного по составу и структуре минеральной фазе кости. Такой слой имеет структуру поликристаллических агломератов, в состав которых при контактировании с костью включаются коллагеновые фибриллы.

Надежность имплантатов - актуальная проблема материаловедения медицинской техники. Она возникла в 50-е годы, когда эндопротезирование тазобедренного сустава стало массовой операцией, вошедшей в повседневную практику многих клиник. В отличие от лекарств, прием которых возможен практически в любое время, регулирование механической системы эндопротеза можно осуществить только путем хирургического вмешательства. Поэтому от эндопротезов суставов требуется безотказная, без ремонта, работа в течение многих лет. Это значит, что прочность и износостойкость материалов, из которых выполнены эндопротезы, не должны сильно изменяться в агрессивном биологическом окружении.

В современных эндопротезах суставов применяют все типы конструкционных материалов: металлы, полимеры, керамику и композиты на их основе. Последние используют, в основном, как биоподражательные материалы, имитирующие структуру и механические свойства естественных тканей. Это является отражением тенденции, возникшей в начале 1990-х годов по инициативе всемирно известных центров, занятых разработкой биоматериалов, - Университета Торонто, Института Medical and Dental Engineering в Японии, IRC в Лондоне. Она состоит в том, что развитие эндопротезирования суставов на современном этапе базируется на использовании материалов нового поколения, разработанных специально для применения в медицине в качестве имплантатов. Период, когда имплантаты изготавливали из лучших технических материалов, заимствованных из электронной техники, точного приборостроения, военно-промышленного комплекса, уходит в прошлое.

Как правило, технический ресурс эндопротезов суставов, установленный путем наблюдений in vivo, значительно меньше ресурса, определенного с помощью механического испытательного оборудования. Тем не менее, различные системы испытаний, имитирующих работу имплантированного эндопротеза, применяются во всех странах-производителях эндопротезов. В России банк данных по трибологическим характеристикам эндопротезов тазобедренного сустава создается в Центральном НИИТО им. Н.Н. Приорова. В Англии жизненный путь всех имплантированных в этой стране эндопротезов контролирует Department of Health's Medical Devices Agency. Эта же организация проводит имитационные испытания всех конструкций эндопротезов суставов, используемых в ортопедии. Английский Department of Trade and Industry с конца 1990-х годов финансирует программы, направленные на улучшение механических испытаний и прогнозирование технического ресурса эндопротезов суставов. Европейским сообществом приняты три документа (European Medical Devices Directives), имеющие силу закона для стран ЕЭС. Они содержат требования к материалам для эндопротезов суставов, позволяющие свести к минимуму риск для здоровья и безопасности пациентов. Материалы и эндопротезы, отвечающие этим требованиям, несут маркировку «СЕ» как знак их высокого качества и одобренного статуса. Высокий уровень специальных требований к материалам для эндопротезов, недостижимый для традиционных материалов, применяемых в машиностроении и связанных с ним отраслях современной техники, все чаще обусловливает разработку биоматериалов на заказ. Именно такие материалы - индивидуально сконструированные композиты, функциональные полимеры, биоподражательные и биоактивные покрытия на металлических имплантатах и др. - определяют сегодняшний уровень материалов для эндопротезов суставов.

МЕТАЛЛЫ И СПЛАВЫ

Металлы и их сплавы используют в эндопротезах в виде литых и кованых изделий. Их биомеханические характеристики и химические свойства являются важным фактором, определяющим конструкцию эндопротезов суставов.

История применения металлических имплантатов началась с самородного золота. Его достоинства - чистота, ковкость, а значит легкость переработки в стержни, проволоку, листы или пластины, отсутствие оксидов на их поверхности. Последнее позволило применить технологию «холодной» сварки при формировании элементов эндопротезов. Биоинертность обусловливала высокую степень биосовместимости золотых имплантатов. Такими же достоинствами обладают другие благородные металлы - платина, иридий и палладий. Однако они не получили широкого применения в эндопротезах, во-первых, из-за низкой прочности, и во-вторых, из-за высокой стоимости. Переход к благородным сплавам Au+Ag+Cu несколько улучшил ситуацию. Однако подверженные коррозии медные сплавы показали неблагоприятные биологические реакции в тестах на животных.

Была сделана попытка применить в эндопротезах сплавы на основе меди, никеля, железа и кобальта, используемые для изготовления морского такелажа. Их биоинертность, в отличие от благородных металлов, зависела от свойств пассивирующих пленок, которые возникали на поверхности изделий в солевой среде. Эксперименты на лабораторных животных показали, что промышленные латуни, бронзы, хромо-никелевые и углеродистые стали не применимы для имплантации из-за плохой биосовместимости и потери прочности вследствие коррозии.

Литые изделия из сплава CoCrMo под названием Стеллит (Stellite) и кованые - из нержавеющей стали, т.е. из сплава FeCrNi, были применены в качестве имплантатов в 40-е годы ХХ в. Их биоинертность также определялась свойствами пассивирующей пленки на поверхности изделий. В 50-е годы появились имплантаты на основе титана, циркония и их сплавов.

Химические и электрохимические критерии биосовместимости металлических материалов базируются на следующих данных.

Биологически значимыми, т.е. необходимыми для поддержания жизни являются так называемые существенные химические элементы: 11 главных (C, H, O, N, S, Ca, P, K, Na, Cl, Mg) и 15 следовых (Fe, Zn, Cu, Mn, Ni, Co, Mo, Se, Cr, I, F, Sn, Si, V, As). Они участвуют в метаболизме клеток или входят в их ферментные системы, имеют оптимальные концентрации в тканях и органах. Если концентрация существенного элемента в организме выше или ниже оптимального значения, развиваются биохимические дефекты и нарушаются физиологические функции организма, вплоть до его гибели.

Как следствие контакта организма с окружающей средой, в нем постоянно находятся 20-30 несущественных следовых элементов (Al, Sb, Cd, Hd, Ge, Rb, Ag,Pb, Au, Bi, Be, Ti, Zr, Nb, Ta и др.). Одни из них токсичны даже в низких концентрациях (Cd, Hg, Pb, Be), другие - физиологически индифферентны (Al, Ti, Zr, Nb, Ta).

Если химические элементы введены в организм из эндопротеза сустава, минуя естественные барьеры, то их содержание в тканях может превысить критические концентрации, при которых нарушается естественное течение биохимических процессов в клетках. С этих позиций титановые имплантаты предпочтительнее алюминиевых. В экспериментах на животных показано, что алюминиевые стержни оказывают большее токсическое воздействие на костную ткань, чем титановые. Накопление титана в тканях, окружающих имплантат, не вызывает заметного изменения функциональных свойств клеток.

Биосовместимость металлических материалов зависит от их положения в ряду напряжений. Продукты электрохимических реакций имплантатов в биологических электролитах оказывают негативное воздействие на ткани. Поэтому имплантаты из Ti, Zr, Nb и их сплавов, которые не получают коррозионных повреждений, находясь в хлорсодержащих жидкостях организма (кровь, лимфа, секреты и др.), считают биосовместимыми. По этому критерию оптимально подходят для изготовления имплантатов только 13 металлов: 8 благородных (Au, Ag, Pt, Pd, Ir, Ph, Ru, Os) и 5 пассивных (Ti, Ta, Nb, Zr, Cr), на которых образуется защитная пленка оксидов. Считают, что в начале ХХI века в травматологии и ортопедии определилась тенденция вытеснения стальных имплантатов имплантатами из титана, ниобия и циркония. Титановые сплавы, подвергнутые специальной вакуумной термической обработке, применяемые в травматологии и ортопедии, дают возможность проведения магнито-резонансной томографии после операции с минимальными артефактами.

Современные металлические материалы для эндопротезов суставов подразделяют на две основные группы: 1) литьевые сплавы на основе кобальта, 2) перерабатываемые ковкой сплавы на основе титана, на основе кобальта, а также нержавеющие стали. Их свойства приведены в табл.3.

Литьевые сплавы на основе кобальта происходят из группы материалов, называемых Стеллитами. Самый технологичный метод их переработки в изделия - литье по выплавляемым моделям на воздухе. После того, как кобальт, как компонент сплавов, подвергают исходной промышленной очистке, в нем остается около 1% никеля. Последний оказывает определенное влияние на свойства литьевых сплавов, т.к. кобальт является их основным компонентом, образуя матрицу, в которой располагаются фазы на основе хрома и молибдена. Хром придает сплавам прочность и, что наиболее важно, химическую инертность, благодаря формированию на поверхности имплантатов пассивирующей оксидной пленки. Молибден обеспечивает стойкость к коррозии (сплошной, питтинговой и локальной), а также длительную прочность и надежность имплантатов.

Таблица 3 Свойства металлов и сплавов, применяемых для изготовления эндопротезов суставов

Железо и другие примеси взаимодействуют с основными компонентами кобальтовых сплавов, образуя карбиды и прочие вторичные фазы, придающие матрице стойкость к абразивному изнашиванию. Концентрация углерода в сплаве должна быть низкой, чтобы предотвратить чрезмерный рост карбидной фазы, т.к. это уменьшает прочность и вязкость сплавов. Изделия из литьевых сплавов подвергают отжигу, в результате чего карбидная фаза приобретает сферическую структуру, улучшая упругость сплавов. имплантат сустав костный ортопедический

Достоинствами кобальтовых сплавов являются высокие жесткость и износостойкость, а также хорошая полируемость, позволяющая получать имплантаты с очень гладкой поверхностью. Поэтому большинство головок, а также сферических и конических чашек эндопротезов тазобедренного сустава изготавливают литьем из сплавов Со (66%) - Cr (27%) - Mo (7%) по стандарту ISO 5832-4. В 1950-60-е годы из этого сплава стали изготавливать ножки эндопротезов Мура, Томпсона и Мюллера, которые часто ломались из-за ограниченной усталостной прочности. Поломки прекратились после перехода на кованые ножки.

Поковочные сплавы перерабатывают в изделия прокаткой, ковкой, штамповкой и волочением.

Кованые изделия из кобальтовых сплавов превосходят литые по прочности и вязкости. Аналогичная закономерность характерна и для сплавов на основе железа. Нержавеющая сталь подвержена коррозии (межкристаллитная и питтинговая), если пассивирующая пленка на поверхности имплантата растворилась или растрескалась под действием циклических нагрузок. Чтобы не создавать концентраторы напряжения в пассивирующей пленке, не применяют стальные имплантаты с грубо обработанной или пористой поверхностью.

Титановые сплавы сочетают высокие прочность и вязкость с коррозионной стойкостью. При экспозиции на воздухе и в контакте с живыми тканями на титановых имплантатах образуется оксидная пленка. Титановые сплавы, в отличие от сплавов на основе кобальта и нержавеющих сталей, очень чувствительны к фреттинг-коррозии (возникает при колебательном перемещении сопряженных элементов в коррозионной среде). Поэтому на поверхности титановых имплантатов часто образуются задиры, а контактирующие с ними ткани обесцвечиваются. С целью повышения износостойкости детали из титановых сплавов подвергают азотированию или ионной имплантации азотом.

Из поковочной стали Fe (65%)-Cr (18%)-Ni (14%)-Mo (3%), ISO 5832-1, изготавливают шаровые головки эндопротезов суставов. В 1980-е годы Дж. Чанли применил для изготовления головок диаметром 22 мм более прочную и коррозионностойкую поковочную сталь Fe (41%)-Сr(20%)-Ni(10%)-Mn(4%)-Mo(3%)-Nb(1%)-N(1%), ISO 5832-9. В течение многих лет в США применяли кованые головки из сплава Ti (90%)-Al (6%)-V (4%), но вынуждены были от него отказаться из-за высокого износа головок в парах трения с чашками из полиэтилена. Титановые сплавы, соответствующие стандартам ISO 5832-3, -10, -11, а также чистый титан (ISO 5832-2) применяют для изготовления кованых ножек и чашек эндопротезов с 1970-х годов. Они имеют высокую прочность, обеспечивают хорошую биосовместимость и остеоинтеграцию имплантатов.

Свойства металлических имплантатов в большой мере определяются их технологией и конструкцией.

Полированные имплантаты из кобальтовых, титановых сплавов и нержавеющей стали имеют одинаковый цвет. Стальные и кобальтовые имплантаты близки по плотности (8-10 г/см³) и тяжелее титановых (3-4 г/cм³). Элементы эндопротезов, выполненные из кобальтовых сплавов, имеют наиболее высокие твердость и износостойкость. Титановые имплантаты очень чувствительны к концентраторам напряжений, хотя наличие острых кромок, бороздок, царапин и других дефектов поверхности нежелательно для всех металлических деталей эндопротезов.

Потенциалы коррозии пористых и непористых титановых имплантатов несколько отличаются. Поэтому скорость их коррозии in vivo зависит от соотношения площадей гладкой и пористой частей эндопротеза. Эта закономерность характерна и для кобальтовых имплантатов.

Биологический ответ тканей на контакт с титановыми имплантатами, а также продуктами их коррозии и износа более спокоен, по сравнению с имплантатами из кобальтовых сплавов и нержавеющих сталей. Поскольку продукты коррозии и тех, и других содержат никель, их не ставят пациентам, демонстрирующим гиперчувствительность к никелю.

Считают, что размер и форма эндопротеза определяют преимущественно макрораспределение нагрузок в искусственном суставе, а свойства материала имплантата и шероховатость его поверхности в наибольшей мере влияют на распределение напряжений на границе кость - имплантат. Концентрация напряжений на этой границе возникает из-за большого различия механических свойств кости и имплантантов. Так, модуль упругости титановых сплавов в 5,7 раза больше, чем компактной костной ткани, а для нержавеющей стали и кобальтовых сплавов эти соотношения еще выше - 9,3 и 11. В ряде случаев мягкий слой диоксида титана на поверхности титанового имплантата интегрируется с костью. Оксид хрома на поверхности кобальтовых имплантатов не проявляет такого свойства. Врастание ткани в имплантат существенно влияет на распределение напряжений в эндопротезе и сопряженных с ним костях.

Чтобы инициировать врастание костной ткани, на контактирующие с ней поверхности металлических имплантатов наносят пористые покрытия: припеканием сферических или неправильной формы частиц, отрезков проволоки, пламенной или плазменной обработкой. Хотя отдаленные клинические результаты применения таких покрытий вызывают вопросы, в опытах на животных и по ближайшим результатам эндопротезирования установлена их эффективность. В поры покрытий врастает смесь фиброзной ткани и кости. Уменьшение механических напряжений в имплантатах зависит от технологии нанесения покрытий и размеров пор.

Из изложенного следует, что успехи в разработке металлических имплантатов являются результатом длительных многоплановых исследований. Применяемые в настоящее время сплавы оптимизированы по критериям биосовместимости, прочности, коррозионной и износостойкости. Это, а также присущая металлам технологичность и огромный опыт использования металлических имплантатов обусловили их длительное доминирование среди материалов для изготовления эндопротезов.

ПОЛИМЕРЫ

К настоящему времени ортопедия накопила опыт применения в эндопротезах суставов практически всех конструкционных полимерных материалов, которыми располагает техника. Одни из них (полиамиды, полистиролы, поливинилхлориды) недостаточно отвечают критериям биосовместимости из-за миграции в контактирующие с имплантатом ткани технологических добавок (пластификаторов, низкомолекулярных компонентов, стабилизаторов и др.). Вторая группа пластиков, признанных биосовместимыми (большинство полиолефинов, фторопласты, силиконовые полимеры) не пригодна для использования в узлах трения эндопротезов из-за низкой износостойкости или неблагоприятного (проявляющегося в разные сроки) влияния на организм продуктов их изнашивания. На рубеже ХХ и ХХI веков в эндопротезах суставов нашли постоянное применение только три типа полимеров: сверхвысокомолекулярный полиэтилен (СВМПЭ), полиметилметакрилат (ПММА) и силиконовая резина. СВМПЭ, который предложил использовать в эндопротезах еще Дж. Чанли, до сих пор остается непревзойденным материалом трения в парах с металлами и керамикой из-за in vivo присущих этому материалу износостойкости, инертности продуктов изнашивания, низкого коэффициента трения и свойства самосмазывания. ПММА, являющийся основой костного цемента, также был впервые применен Чанли при эндопротезировании суставов. Из силиконовых эластомеров изготавливают имплантаты в виде гибких стержней, выполняющих функции мелких суставов на пальцах рук и ног.

Сверхвысокомолекулярный полиэтилен получают путем полимеризации мономеров этилена по специальной технологии. Рост длины молекулярных цепей при полимеризации может сопровождаться их ветвлением с образованием боковых звеньев. Полиэтилены низкой плотности (молекулярная масса 30000-40000) имеют много боковых звеньев, и соответственно, значительный свободный объем. Полиэтилены высокой плотности (50000-600000) и СВМПЭ (молекулярная масса 3000000 и выше) имеют очень мало боковых звеньев.

Согласно действующему в США стандарту марки СВМПЭ, используемые для изготовления эндопротезов, имеют плотность 0,930-0,944 г/см³, предел текучести - 19 МПа, предел прочности при растяжении - 27 МПа, относительное удлинение при разрыве - 200%.

Некоторые технологические и физико-механические характеристики СВМПЭ, выпускаемого фирмой Хёхст (GmbH Hoechst AG, Германия) для изготовления эндопротезов суставов, приведены в табл.4. Видно, что эти материалы более прочны, чем американские, и стойки к ударным нагрузкам. Эти свойства сохраняются в широком интервале температур, т.к. при кристаллизации из расплава надмолекулярные образования СВМПЭ оказываются связанными между собой «проходными» макромолекулами и физическими узлами (зацепление макромолекул).

Таблица 4. Физико-механические характеристики СВМПЭ фирмы Хёхст (Германия), применяемого для изготовления эндопротезов суставов

Полимерные детали эндопротезов суставов длительно работают под нагрузкой. В табл.5 представлены значения коэффициента ползучести (коэффициент пропорциональности прямолинейного участка кинетической кривой ползучести) СВМПЭ при длительных испытаниях на сжатие. Видно, что коэффициент ползучести незначительно зависит от нагрузки и температуры, проявляя тенденцию к уменьшению с повышением температуры (в диапазоне физиологических температур).

Таблица 5 Зависимости коэффициента ползучести СВМПЭ марок Hostalen GUR от сжимающей нагрузки и температуры

По триботехническим характеристикам СВМПЭ близок к таким антифрикционным полимерам, как фторопласты и полиамиды. Износостойкость СВМПЭ вдвое превышает износостойкость всех прочих марок полиэтилена. Как уже отмечалось, продукты изнашивания СВМПЭ не вызывают резко отрицательную реакцию мягких тканей, как, например, продукты изнашивания фторопластов. Тем не менее, они не всегда положительно воспринимаются организмом и могут вызвать появление гранулем вокруг частиц инородного тела.

В 1997 г. в Интернете появились сообщения, что швейцарская фирма Зульцер (Sulzer Orthopedics Ltd.), являющаяся одним из крупнейших в мире производителей биоматериалов и медицинских имплантатов, в содружестве с Главной больницей и Институтом технологии Массачузетса (США) разработали и представили на рынок новый тип СВМПЭ для узлов трения эндопротезов. Его получают следующим образом. Заготовки деталей эндопротезов в виде стержней, дисков или пластин, например, из Hostalen GUR, подвергают высокоэнергетической обработке электронными лучами (10 МэВ), а затем отжигу при температуре 125^о С (температура плавления СВМПЭ - 137^оС). В результате макромолекулы соединяются поперечными связями, и материал приобретает сшитую структуру, которая обеспечивает: 1) более высокую стойкость к старению в биологических жидкостях in vivo, 2) улучшение деформационно-прочностных параметров, 3) увеличение износостойкости имплантатов. После триботехнических испытаний эндопротезов тазобедренного сустава на имитаторе (20 млн. циклов нагружения, что соответствует 20 годам эксплуатации имплантированного эндопротеза) износ вкладыша, выполненного из сшитого СВМПЭ, незначителен. Новообразованная фирма Sulzer Medica USA рекламирует сшитый СВМПЭ как лучший на сегодняшний день полимерный материал трения для эндопротезов суставов.

Проблемы, возникающие при использовании СВМПЭ в эндопротезах, связаны со стерилизацией имплантатов. Дело в том, что методы уничтожения микроорганизмов часто обусловливают повреждение имплантируемых материалов. Методом ИК-спектроскопии max степень окисления СВМПЭ зарегистрирована после стерилизации имплантатов паром в автоклаве. Значительная степень окисления поверхностного слоя имплантатов, подвергнутых -стерилизации на воздухе (2,5 Мрад), существенно уменьшилась, когда облучение проводят в аргоне. Стерилизация имплантатов путем обработки этиленоксидом не приводит к окислению СВМПЭ. Анализ изображений поверхности имплантатов, полученных методом электронной микроскопии, показал, что - стерилизация обусловливает появление в поверхностном слое микротрещин шириной 10-30 мкм. Последние безусловно снижают технический ресурс выполненных из СВМПЭ деталей имплантированных эндопротезов.

Полиметилметакрилат составляет основу ортопедического костного цемента.

В клиники его поставляют в виде порошкообразного и жидкого компонентов (2:1 по массе), которые смешивают для приготовления цементной пасты. Порошок (диаметр частиц 30-150 мкм) состоит из ПММА или его сополимера со стиролом, а также из небольшого количества инициатора полимеризации (пероксид бензоила) и, если необходимо, рентгеноконтрастных добавок (сульфат бария). В состав жидкости входят мономер (метилметакрилат), ингибитор (гидрохинон) и активатор (диметил-р-толуол) полимеризации. Ингибитор препятствует полимеризации мономера во время хранения, а активатор инициирует его полимеризацию после смешения с порошком. Типичные составы костного цемента приведены в табл. 6.

Таблица 6 Компоненты костного цемента

При смешении компонентов мономер размягчает частицы полимера, образуя гель. Диметил-р-толуол в жидкой фазе реагирует с порошком пероксида бензола, вследствие чего образуются свободные радикалы бензола. Радикалы взаимодействуют с мономером, разрушая двойные связи в метилметакрилате, что инициирует его полимеризацию. Молекулярная масса ПММА, образовавшегося в этом процессе, больше, чем ПММА, содержащегося в порошке. Некоторое количество мономера испаряется при смешении компонентов цемента, а min испарению соответствует соотношение порошка и жидкости 2:1 по массе. Около 2,5% непрореагировавшего мономера может находиться в цементе в течение 200 суток после отверждения. Мономер оказывает легкое токсическое действие на компоненты сыворотки крови, замедляя ее бактериостатическое действие (препятствующее размножению бактерий).

Размещено на http://www.allbest.ru/

Процесс полимеризации сопровождается выделением теплоты (130 кал/г мономера) с максимумом экзотермической реакции в конечной фазе отверждения полимера. Самая высокая температура 107 ^оС зарегистрирована при отверждении цементного блока толщиной 10 мм. При повышении температуры полимеризация ускоряется, поэтому молекулярная масса цемента, образовавшегося на конечной стадии полимеризации, снижается, что обусловливает уменьшение механической прочности цемента. Тонкий слой цемента, который не очень сильно разогревается при полимеризации, всегда прочнее, чем толстый слой. В процессе полимеризации костный цемент дает объемную усадку около 8%, которая инициирует возникновение напряжений сжатия в цементной мантии, окружающей элемент эндопротеза. Поэтому толщина цементной прослойки не должна быть слишком большой еще и затем, чтобы избежать растрескивания из-за усадки.

На рис. 4 приведена схема, иллюстрирующая технологические свойства костного цемента при установке эндопротеза. Цемент находится в состоянии пасты в течение времени Д₁ с момента ₀ смешения порошка и жидкости до момента ₁, когда он перестает приклеиваться к перчатке хирурга. Период отверждения Д₃ или Д₂ продолжается от начала смешения (_о) до достижения пика температуры (Т_max, ₃) или до середины температурного интервала между Т_max и температурой Т₁ окружающей среды (Т₂, ₂). Хирург может работать с цементом в течение промежутка времени Д, равного разнице периодов отверждения Д₂ или Д₃ и нахождения цемента в пастообразном состоянии Д₁, т.е. Д = Д₂(Д₃) - Д₁.

Отвержденный цемент представляет собой композит, состоящий из твердых частиц порошкового компонента, связанных заполимеризованным мономером, в котором содержатся пузырьки воздуха. Состав и пористость композита определяются маркой цемента и технологией его приготовления. Когда цементную пасту подвергают центрифугированию, пористость композита снижается, а прочность - значительно увеличивается.

Вязкость пасты определяет степень заполнения цементом зазоров между имплантатом и костью. Цементная паста является неньютоновской жидкостью, вязкость которой зависит от скорости сдвига, т.е. она становится более текучей, когда нагнетается в зазор с высокой скоростью и под большим давлением. Когда цементирование осуществляют с помощью специального инструмента (цементного пистолета) паста течет быстрее и лучше заполняет зазоры. Сравнивали прочность адгезионных соединений кость-цемент, сформированных после промывания полости костно-мозгового канала пульсирующим потоком солевого раствора. В первом варианте цемент уплотняли в канале пальцами, во втором - его нагнетали в канал с помощью пистолета. Зарегистрированы практически одинаковые для обоих вариантов значения разрушающего напряжения при растяжении и значительно большее для второго варианта разрушающее напряжение при сдвиге.

Цементы разных марок имеют различную стойкость к истиранию. По снижению износостойкости костные цементы располагаются в ряд:

CMW (Англия) > Implast (Германия) > акрилоксид (Россия) > Sulfix -6 (Швейцария) > Simpleх Surgical Plain (Англия) > Palacоs (Германия).

Размещено на http://www.allbest.ru/

Силиконовый эластомер - кремнийорганический полимер, обладающий каучукоподобными свойствами, имеет структурную формулу

В низкомолекулярной форме он представляет собой силиконовую жидкость. Основу силиконовых эластомеров, применяемых для изготовления эндопротезов, составляют макромолекулы полидиметилсилоксана (R = R' = - CH₃, молекулярная масса - 750000), содержащие некоторое количество метилвинилсилоксановых звеньев (R' = - CH = CH₂), способных образовывать поперечные связи. Это связующее наполняют вспененным кремнием, имеющим большую удельную площадь поверхности (400 м²/г), а затем вулканизируют в присутствии катализаторов (редких металлов и пероксидов). Плотность поперечных сшивок между макромолекулами после вулканизации - одна на 325 атомов кремния. Конечный продукт имеет вид гигантской трехмерной молекулы, из которой удаляют летучие остатки.

Типичные механические характеристики силиконового эластомера марки Dow 372 Silastic (США): предел прочности при растяжении - 9,57 МПа, модуль упругости - 350 МПа, относительное удлинение при разрыве - не менее 400%. После 1,5 лет экспозиции in vivo прочность имплантатов снизилась на 7%, удлинение - на 10%, модуль упругости увеличился на 8%.

Отказы силиконовых эндопротезов суставов первоначально связывали с адсорбцией силиконами липидов (жиров и жироподобных веществ) из тканей, контактирующих с имплантатами, что сопровождалось обесцвечиванием тканей. Для выяснения закономерностей адсорбции был проведен следующий эксперимент. Силиконовый эндопротез был надлежащим образом установлен в имитатор и протестирован на сгибание-разгибание (7 млн. циклов) в сыворотке. Этот эксперимент не показал ни повреждений эндопротеза, ни адсорбции силиконом липидов. Затем эндопротез был установлен таким образом, что предопределенная его конструкцией ось сгибания не совпадала с осью, задаваемой имитатором (такой случай может иметь место при неправильной имплантации). После этих испытаний были зарегистрированы и обесцвечивание тканей, и адсорбция липидов. Изменение конструкции гибкого искусственного сустава сняло проблему адсорбции. Главной причиной отказов силиконовых эндопротезов межфаланговых суставов кисти в настоящее время считают прогрессирующий ревматоидный артрит, приводящий к дегенерации фаланг. Острые кромки фаланг оказывают режущее действие на силиконовые имплантаты при сгибании - разгибании пальцев.

Узкая номенклатура полимерных материалов для эндопротезирования обусловливает необходимость ее расширения.

КЕРАМИКА

Хотя некоторые виды керамических материалов используются в медицине более 25 лет, широкое применение керамики для изготовления эндопротезов суставов началось только в 90-е годы ХХ в. [36]. В ортопедии имеется положительный опыт использования в эндопротезах следующих видов керамики: на основе оксида алюминия Al₂O₃, оксида циркония ZrO₂ и на основе фосфатов кальция - Сa₃(PO₄)₂ и Сa₅(PO₄)₃OH (гидроксиапатит). Привлекательными свойствами керамики являются высокая химическая стабильность, твердость, незначительная деформация под нагрузкой, износостойкость, выносливость и отсутствие проблем со старением в биологическом окружении. Фосфатную керамику относят к биоактивным, медленно растворимым in vivo материалам, в которые врастает костная ткань. Главным недостатком керамики считают ее хрупкость, и поэтому не всегда предсказуемое поведение керамических имплантатов под нагрузкой.

Алюминиевая керамика один из широко применяемых материалов медицинской техники. Она характеризуется очень высокой прочностью при сжатии (предел прочности - 4500 МПа, модуль упругости - 380 ГПа), в то время как показатели прочности при изгибе (предел прочности - 550 МПа) и растяжении - гораздо ниже. Биологический ответ in vivo на имплантаты из алюминиевой керамики минимален. Снижение механических характеристик, зарегистрированное при моделировании влияния биологического окружения in vivo на прочность керамики, объясняют проникновением растворов в поры недостаточно плотного имплантата.

С позиций дислокационной теории прочности хрупкое разрушение керамики объясняется ростом имеющихся в образце трещин, вследствие отсутствия у их вершин локальных зон пластической деформации. В отличие от металлов, при растяжении которых края трещин округляются из-за пластического течения всего образца, керамика практически не деформируется, края трещин в ней остаются острыми, и при нагружении образца трещина растет в длину.

Имплантаты из алюминиевой керамики получают по технологии порошковой металлургии спеканием при 1600 ^оС заготовок, спрессованных из порошка Al₂O₃. В качестве добавки, улучшающей спекание, применяют магнезию MgO. Порошок Al₂O₃ мелкого помола должен иметь min количество примесей, т.к. только чистая керамика обеспечивает требуемую степень биосовместимости. Такие примеси, как силикаты, щелочные оксиды и известковые включения образуют на границах зерен стекловидную фазу с низкой химической стабильностью. Появление стекловидной фазы уменьшает показатели предельной и усталостной прочности имплантатов. Одной из лучших марок алюминиевых керамик для эндопротезов суставов считают Biolox^® производства фирмы CeramTec (Германия). Обработку керамических деталей эндопротезов проводят в «чистых» помещениях.

Типичные детали эндопротеза тазобедренного сустава, выполняемые из керамики - шаровая головка бедренного и вкладыш тазового компонентов. Сферические поверхности трения этих деталей подвергают чистовой обработке с помощью алмазного инструмента. После такой обработки узел трения эндопротеза хорошо смачивается синовиальной жидкостью и имеет низкий коэффициент трения.

Основные свойства алюминиевой и других конструкционных керамик медицинского назначения приведены в табл.7.

Таблица 7 Составы и механические свойства керамических материалов

Детали эндопротезов, выполненные из керамики, обычно стерилизуют -облучением или обработкой паром в автоклаве. До сих пор нет подтверждения того, что при стерилизации происходит старение алюминиевой керамики или снижение технического ресурса алюмокерамических имплантатов. Согласно стандарту их можно стерилизовать столько раз, сколько необходимо. Цвет имплантатов из алюминиевой керамики - белый или слоновой кости - после стерилизации -облучением приобретает коричневатый оттенок. Интенсивность изменения цвета зависит от температуры и длительности стерилизации. Утверждается, что явления, ответственные за изменения цвета имплантатов, не связаны с ухудшением механических или химических характеристик алюминиевой керамики.

Циркониевая керамика - материал, полученный спеканием порошкообразного оксида циркония ZrO₂. Размер зерна циркониевой керамики (0,5 мкм) меньше, чем алюминиевой. Это обусловливает лучшую полируемость и высокую износостойкость циркониевых имплантатов.

Кристаллическую структуру циркониевой керамики стабилизируют введением 3-9% магнезии MgO или оксида иттрия Y₂O₃. Благодаря высоким механическим свойствам керамика марки ZIOLOX^® forte, Y-TZP (стабилизированная Y₂O₃, с тетрагональной решеткой, циркониевая, поликристаллическая) широко применяется при производстве эндопротезов. Ее более ранним аналогом является керамика марки Mg-PSZ (partially stabilized zirconia - частично стабилизированная двуокисью магния керамика на основе оксида циркония). Обе марки выпускаются фирмой CeramTec, Германия. Введение стабилизаторов преследует следующую цель. Исходный ZrO₂ может находиться в трех кристаллических фазах - моноклинной, тетрагональной и кубической. Превращения фаз, происходящие при остывании спеченного имплантата, сопровождаются изменениями их объема и образованием трещин. Добавки стабилизаторов инициируют оптимальное протекание фазовых превращений. В вершинах трещин возникают локальные напряжения сжатия, препятствующие росту трещин.