Neorganicheskie_biomaterialy

имплантата, как результат функциональных нагрузок в условиях агрессивной биологической среды, по-видимому, подчиняются общим закономерностям разрушения твердых тел.

Значительно более специфичными являются процессы физико-химических и деструктивных изменений, происходящих в чужеродном материале под влиянием биологических сред,

представляющих собой весьма сложные системы, содержащие растворы солей,

микроэлементов, ферментов, аминокислот, липидов, витаминов, гормонов, сахаров, а также клеточные элементы (эритроциты, тромбоциты и др.). Следует подчеркнуть тесную взаимосвязь процессов биодеградации и воспаления. Обнаружено, что для быстро деградируемых биоматериалов воспалительная реакция протекает более остро, чем для медленно деградируемых, и продукты деструкции влияют на все стадии процесса воспаления.

Продуктами биодеструкции имплантата могут быть естественные для живого организма вещества, которые включаются в метаболические циклы клеток. Например, при расщеплении полигликолида или полилактида образуются соответственно гликолевая и молочная кислоты,

которые, в конечном итоге, подвергаются в организме распаду до углекислого газа и воды и выводятся из организма с мочой и выдыхаемым воздухом. В другом крайнем случае биоматериал разрушается до устойчивых к дальнейшей биодеградации веществ, которые не могут быть вовлечены в метаболические циклы клеток. В этом случае концентрация образовавшихся продуктов деструкции при попадании в кровяное русло не должна по токсикологическим характеристикам превышать установленный предельно допустимый уровень.

Скорость биодеструкции биоматериалов в значительной степени зависит от «доступности» агрессивных сред к лабильным химическим связям в макромолекуле, что, в первую очередь,

зависит от гидрофильности поверхности материалов, их надмолекулярной организации и макроструктуры, а также от природы реагента. По механизму разрушения биоматериала биологическими средами можно выделить следующие процессы биодеструкции имплантата:

1. гидролитическая деструкция:

а) неферментативный гидролиз;

б) ферментативный гидролиз;

в) окислительная деструкция; катализ ионами металлов.

2.клеточная деструкция.

3.бактериальная деструкция.

4.механодеструкция.

По источникам компонентов, участвующих в деструктивном процессе, биодеструкцию имплантата можно разделить на два типа: неклеточная и клеточная. К первому типу относится неферментативный гидролиз, т.е. гидролитическая деструкция в слабых электролитных растворах, которыми является тканевая жидкость или сыворотка. К клеточному типу разрушения относятся все остальные процессы, поскольку именно клетки являются

основными источниками ферментов, перекиси водорода. Кроме того, клетки утилизируют продукты распада биоматериала, обладая фагоцитарной активностью. Механические нагрузки и в том и в другом случае усиливают эффект протекающих процессов.

Лекция 3. Классификация биоматериалов по степени пористости. Углеродные материалы

Классификация биоматериалов по степени пористости

Пористые металлические материалы известны в мире с древних времен. Широкое применение они получили в различных областях техники и медицины. В последние 20 лет пористые проницаемые конструкции используются для имплантации в организм человека в травматологии, ортопедии, хирургии, стоматологии, урологии и других областях медицины.

При этом для изготовления конструкций выбираются различные материалы - пористые тантал,

титан, сплавы на его основе, ниобий, Co-Cr-Мо, керамика и другие. Пористые материалы можно разделить на пористые металлические и пористые неметаллические материалы,

комбинированные, пористые природные материалы. К пористым металлическим

материалам относятся различные типы волоконных, сетчатых, порошковых материалов,

полученных как методом СВС, так и спеканием. К неметаллическим пористым материалам относится большой класс пористых керамик, биосовместимые стекла, большая разновидность пористых полимеров - пористая силиконовая резина, гидрофильные гели, полиамидные сети,

полисульфон, пористый полиэтилен высокой плотности и т.д. К классу пористых природных

материалов можно отнести гидроксиапатит природного происхождения. Комбинированные пористые материалы получают также путем нанесения пористых покрытий различного происхождения на металлическую или другую основу имплантата.

Пористые волоконные материалы. Пористые волоконные материалы являются сложными системами, которые получают в результате сложного многоступенчатого технологического процесса, включающего получение волокон, их формование и спекание. Основу материалов -

металлические волокна - получают механическими и физико-химическими способами, а также из расплавов. Эти материалы обладают высокой проницаемостью и пористостью и поэтому нашли применение для различных медицинских целей. Их используют в качестве криохирургических зондов, пористые материалы из волокон титана (титановый «войлок»)

применяют для заполнения полостей в поврежденной костной структуре. Материалу можно придать нужную форму во время операции и легко пропитать костным цементом. Упругие свойства титанового войлока более соответствуют аналогичным свойствам трабекулярной кости, чем у обычных компактных материалов, поэтому элементы протезов из этого материала оказывают меньшее экранирующее влияние на картину напряжений в живой кости. В пористых волоконных материалах медицинского назначения в качестве волокон кроме титана используют также тантал, сплавы на основе кобальт-хрома и ниобий. В частности, используются протезные устройства, содержащие пористую метало-волокнистую структуру для замены, прикрепления и реконструкции костной структуры в скелетных системах живых организмов. Волоконная

металлическая структура спекается, и открытая пористость такова, что кость и ткань, в которые протезный элемент может быть внедрен, врастает внутрь волоконной металлической структуры. К проницаемым материалам из волокон применимо понятие критической толщины,

до которой пористая структура является нерегулярной. Чем меньше пористость и тоньше волокна, тем меньше критическая толщина. В области регулярной структуры материал характеризуется только одной, равновесной величиной максимального размера пор, которая является и минимально возможной. Повышение регулярности пористой структуры при увеличении толщины образцов приводит к уменьшению коэффициента извилистости пор.

Наибольшее влияние на проницаемость пористых волоконных материалов оказывает пористость. Прочность и пластичность пористых волоконных материалов (например, из волокон меди, никеля, нихрома и нержавеющей стали) уменьшаются с увеличением пористости. Однако прочность пористых волоконных материалов при срезе зависит в основном от свойств самих волокон. Поведение этих материалов при циклических деформациях носит нелинейный гистерезисный характер, что открывает для них перспективу применения в медицине в качестве имплантируемых в организм материалов (при условии высокой биохимической совместимости).

Пористые сетчатые материалы. Пористые сетчатые материалы производят на основе трикотажных (вязаных) и тканых сеток. Трикотажные сетки из проволоки изготавливают вязанием, а тканые - переплетением продольных и поперечных проволок на металлоткацких

станках. Для изготовления тканых сеток применяют, как правило, термически обработанную проволоку из низкоуглеродистой стали общего назначения, высоколегированной коррозионностойкой и жаростойкой сталей, фосфористой бронзы, никеля и других сплавов.

Проволока для тканых сеток должна обладать достаточно высокой пластичностью

(относительное удлинение не менее 20 %). Для изготовления вязанных сеток не требуется

высокая пластичность проволоки, поэтому они могут быть изготовлены из высокопрочной проволоки вольфрама с относительным удлинением менее 1 %, молибдена, нихрома,

коррозионностойкой, углеродистой стали и других сплавов. Пористые сетчатые материалы обладают высокой пористостью, проницаемостью и однородностью структуры. Прочностные и пластические свойства пористых сетчатых материалов зависят от свойств исходных волокон,

вида сеток, а также от технологических параметров формирования пористости. Особенность деформации пористых сетчатых материалов заключается в наличии достаточно большого участка квазипластической деформации, который отражает процесс течения и частичного разрушения контактных узлов между волокнами, а также вязкоупругую деформацию вследствие изменения петельной структуры материала. Участок разрушения достаточно велик,

иногда он продолжается вплоть до полной разгрузки. При этом происходит непрерывное разрушение контактных узлов между волокнами и самих волокон. Оценка предельной пластичности образцов, проведенная в условиях деформации на изгиб, показала, что материал обладает высокой пластичностью, которая увеличивается с ростом пористости. Особенность пористых сетчатых материалов из трикотажных сеток - слабая чувствительность к надрезу.

Тканые сетчатые материалы, изготовленные предпочтительно из проволоки титана,

используются в последние годы для изготовления элементов протезов и как материал для костной пластики. Пористость элемента меняется в зависимости от диаметра и поперечного сечения проволок и давления прессования сетки. Применение вязаной сетки позволяет избегать процесса спекания, который часто приводит к охрупчиванию и ломкости титановой проволоки или волокон. Наиболее эффективными материалами для использования в медицине являются сетчатые конструкции из сплавов на основе никелида титана. Сосудистый стент из тонкой никелид-титановой проволоки с памятью формы или сверхэластичной, сплетенной в виде трубы для различных применений, используется для усиления кровеносных сосудов. Стент вводится через канюлю в необходимое место кровеносного сосуда. После нагрева выше температуры превращения, стент возвращается к исходной цилиндрической форме, укрепляет стенки кровеносного сосуда. Широкий спектр сетчатых конструкций из никелида титана используется сегодня в урологии, гинекологии, эндоваскулярной и сосудистой хирургии и т.д.

Пористые порошковые материалы. Наиболее широко применяются в медицине пористые порошковые материалы, полученные методом спекания и СВС. Пористые порошковые материалы характеризуются разнообразием свойств: они могут быть прочны и устойчивы против коррозии, работать в широком диапазоне температур, легко подвергаться механической обработке и сварке, обладать высокой тепло- и электропроводностью, стимулировать регенерацию тканей. Все пористые порошковые материалы по применению можно разделить условно на три группы: фильтрующие пористые порошковые материалы, капиллярно-

пористые, пористые порошковые материалы со специальными свойствами. Для каждой из трех указанных групп пористых порошковых материалов можно выделить характерные сочетания

свойств. Фильтрующие пористые порошковые материалы должны обладать высоким значением коэффициента проницаемости и минимальными размерами пор. Капиллярно-пористые порошковые материалы должны обладать одновременно высокими значениями величин капиллярного потенциала и коэффициента проницаемости. В зависимости от свойств пористые порошковые материалы применяются по различным направлениям медицины. Довольно широкое распространение получили в медицине многослойные пористые покрытия имплантатов, сформированные из металлических частиц. Покрытия имеют градацию по толщине, которая достигается нанесением первого слоя мелких частиц, например микросфер,

по поверхности имплантата, затем внесением прогрессивно больших частиц в последующие слои. Размеры частиц увеличиваются в направлении от подложки к наружной поверхности покрытия, которая должна сопрягаться с костными тканями. Покрытие имеет минимальную плотность и максимальную пористость на наружной поверхности, чтобы стимулировать врастание кости. Плотность покрытия максимальна на поверхности раздела покрытия и основы имплантата. Это в значительной степени соответствует механическим и тепловым свойствам имплантата и покрытия и позволяет достигать оптимального сцепления имплантата с тканями организма. Методом порошковой металлургии получают высокопористые ячеистые материалы

(ВПЯМ) с пористостью 0,8-0,98 и проницаемой сетчато-ячеистой структурой. Для получения ВПЯМ используют различные металлы - железо, никель, медь, серебро, сталь, нихром,

молибден, вольфрам и др. Характерная особенность ВПЯМ - канальная пористость - сеть мелких каналов, расположенная внутри перегородок крупных каналов и составляющая от 1,6 до

2,5 % объема образца. Сложная пространственная структура ВПЯМ при пористости 0,8-0,98

имеет сравнительно высокую прочность.

Пористые неметаллические материалы. К пористым неметаллическим материалам относится прежде всего керамика. Потенциальное преимущество имплантатов из пористых керамик состоит в их химической инертности, совмещенной с механической стабильностью высоко извилистой поверхности раздела, которая растет, когда кость врастает в поры керамики.

Однако, из-за низких прочностных свойств керамики, ее использование ограничено. Пористая керамика может выступать как функциональный имплантат только в том случае, если она не будет испытывать постоянных нагрузок. Когда размер пор керамики превышает 100 мкм, кость будет расти через взаимосвязанные поровые каналы вблизи поверхности. В этом случае такой имплантат служит структурным мостиком или каркасом для формирования кости. Получили применение в медицине и биосовместимые пористые стекла, обладающие высокой прочностью и достаточной силой сцепления с костью. Для создания биостекол и биоситаллов с пористой

«канальной» структурой используется керамическая технология. В частности, получены пористые биоактивные апатит-диоксидовые, апатит-волластанитовые ситаллы, биокомпозиты на основе кальций-фосфосиликатных ситаллов, армированных волокнами или дисперсными частицами. Объем пор в этих материалах составляет до 30 %. В различных областях медицины

находит применение большая разновидность пористых полимеров. Пористый полиметилметакрилат, полиуретановая пена, силиконовая резина, гидрофильные гели,

полиамидные сети, пористый полиэтилен высокой плотности, полисульфон и др. используются в основном для заполнения пространств, замещения и реконструкции дефектов и деформаций.

Обладая низкими, механическими свойствами, пористые полимеры способны прорастать тканями, однако очень часто вызывают воспалительные реакции и отторгаются из-за биологической несовместимости с тканями организма. Некоторые из полимеров обладают высокой прочностью, стойкостью к окислению, химически, атмосферно, радиационно,

гидролитически стойки и признаются материалами медицинского назначения (например,

полисульфон). Иногда полимеры используют в качестве пористых покрытий различной пористости на металлических имплантатах, предназначенных для замещения костных дефектов. В этих случаях полагают, что пористое полимерное покрытие может сделать возможным более благоприятное ремоделирование кости внутри и вокруг протеза. Однако прочность пористого полимерного покрытия и его соответствие протезу должны быть лучшими, чем соответствующие характеристики окружающей кости, для того, чтобы достичь наибольшей прочности системы. Несмотря на быстрое развитие естественных и искусственных имплантационных материалов, ни один из них не удовлетворяет требованиям сходства со структурой костной ткани и максимальной биосовместимости.

Комбинированные материалы. Комбинированные материалы чаще всего получают на основе металлов или их сплавов (титан, тантал, кобальт-хром, ниобий, железо, Ti6Al4V, и др.) с

нанесением на них пористых покрытий. С целью улучшения врастания костных тканей в пористые сплавы, а также для более раннего формирования костной ткани в пористых металлических имплантатах поверхность этих сплавов покрывают биологически активными керамическими материалами. Часто для такого покрытия используют гидроксиаппатит. При этом используют разные методы: метод плазменного напыления на внутренние стенки пор сплава, либо при помощи электрофореза с последующим вакуумным спеканием. При помощи керамических покрытий предполагается также уменьшить выделение ионов металла с поверхности сплава в ткани организма. Однако в многочисленных публикациях сообщается о противоречивых результатах исследования влияния покрытия на связь имплантатов с костной тканью. Поэтому единое мнение о целесообразности использования покрытий отсутствует.

Анализ применения в медицине различных пористых материалов позволяет сделать следующее заключение. Для успешного функционирования имплантатов в организме необходимо использование таких материалов, которые обладают эластичными свойствами, вызывают минимальную реакцию окружающих тканей, т.е. обладают высокой биохимической и биомеханической совместимостью с тканями организма, являются пористой проницаемой системой, имеют в зависимости от вида тканей заданное распределение пор по размерам и хорошо смачиваются жидкими средами организма, что позволит тканевой жидкости,

эритроцитам и остеолитическим клеткам проникнуть в поры, деформируются в соответствии с закономерностями эластичного поведения тканей организма. Наиболее перспективным пористым материалом медицинского назначения, удовлетворяющим вышеуказанным требованиям, сегодня является никелид титана и сплавы на его основе. Эффективность использования никелида титана связана с его уникальными свойствами - соответствовать закону запаздывания биологических тканей, проявлять высокие эластичные свойства, изменять форму при изменении температуры и напряжения. Пористый никелид титана обладает уникальной биохимической и биомеханической совместимостью с тканями организма и, в связи с этим, способен длительное время существовать в организме, сохраняя свои функциональные способности. Пористый никелид титана и сплавы на его основе (Ti-Ni-Mo-Fe) можно получать,

используя методы порошковой металлургии: диффузионное спекание порошка никелида титана

- для мелких изделий, самораспространяющийся высокотемпературный синтез из порошков Ti,

Ni, Mo, Fe - для более крупных полуфабрикатов. Для применения в медицине пористый никелид титана - материал, в котором поровое пространство имеет важное функциональное значение, так как в процессе эксплуатации оно заполняется тканевыми жидкостями и живыми тканями организма. Металлическая матрица вступает в комплексное взаимодействие с ними,

включая механическое, электрохимическое, тепловое, гидродинамическое. Поэтому при описании пористого никелида титана уделяется большое значение как металлической матрице,

так и поровому пространству. Методом самораспространяющегося высокотемпературного синтеза (СВС) при начальной температуре 300-500 °C получали пористый никелид титана с неупорядоченной пористой структурой, пористостью 30-80 %. Пористый никелид титана,

полученный методом СВС, имеет морфологическое строение, типичное для высокопористых материалов, полученных с участием жидкой фазы. Металлическая матрица с достаточно гладкой поверхностью содержит «бесконечный» трехмерный поровый кластер, который занимает примерно 30-80 % общего объема материала. Кроме того, имеется до 5 % закрытых и тупиковых пор в стенках матрицы. Пористость, средний размер пор и распределение пор по размерам – основные структурные характеристики пористого никелида титана.

Углеродные материалы (см. методичку «Углеродные материалы»)

Лекция 4. Использование металлов и их сплавов для эндопротезирования (см. методичку

«Основы биомеханики биосовместимых материалов и биологических тканей»)

Основные материалы, применяемые в эндопротезировании

В эндопротезостроении большое значение придаётся выбору металлов и их сплавов, пластмасс,

керамики, которые должны обладать биосовместимостью с живыми тканями, с одной стороны,

и надёжными физико-химическими свойствами — с другой. Металлы и их сплавы воздействуют на организм через процессы электрохимической коррозии. Насколько устойчивы металлы к коррозии, настолько они будут биосовместимыми. На рис. показана коррозионная стойкость основных металлов и их сплавов.

Сталь

Сталь представляет собой деформируемый сплав железа, углерода (до 2 %) и других элементов.

Известны три типа нержавеющей стали; феррит, аустенит и мартенсит. Сталь, содержащая небольшое количество углерода (0,15—1,5 %), называется ферритом. Ферритные стали довольно мягкие и обладают магнитными свойствами. Аустенитная сталь содержит 15-20 %

хрома и 5-15 % никеля, хорошо подвергается тепловой обработке и сварке. Эта структура довольно устойчива, в том числе к коррозии, поэтому широко применяется в эндопротезировании. Мартенситную сталь получают при нагревании, в результате чего она становится прочной, но менее коррозийноустойчивой, в хирургии в последнее время применяется разновидность нержавеющей стали - сталь 316. В аустенитном состоянии она содержит 18 % хрома, 8 % никеля и 0,1 % углерода. Увеличение содержания углерода благоприятно влияет на стабильность аустенита. Желательный состав стали для применения в ортопедии и травматологии: достаточный процент никеля (10-12 %), минимальное содержание углерода (менее 0,03 %), по возможности высокое содержание хрома и молибдена, чтобы обеспечить устойчивость к коррозии и НС вызвать образование феррита и сигма-фазы.

Кобальтовые литые и деформируемые (кованые) сплавы

Эти сплавы, применяемые для изготовления хирургических имплантатов, внесены в международный стандарт ISO 5832. В медицинской промышленности используют множество кобальт-хром-молибденовых сплавов. Они обладают высокими технологическими свойствами

и позволяют изготовлять тонкостенные высокоточные отливки, главным образом для протезирования в стоматологии. Однако для хирургических имплантатов в международном стандарте ISO 5832/4 представлена только одна композиция — комохром, что говорит о высоких требованиях к чистоте и свойствам сплава. Во многом это можно объяснить условиями формирования отливки. Отливки имеют дендритную структуру, поэтому химический состав отдельных кристаллов неидентичен и механические свойства анизотропны. Кроме того, в

зависимости от скорости охлаждения возникают отчётливо видимые границы между зернами,

на которых распределяются карбиды. Распределение карбидов по границам зёрен снижает физико-химические свойства, особенно относительное удлинение. С помощью специальной термической обработки — нагревания до 1000 °С в вакууме или в среде защитного газа и резкого охлаждения — можно повысить физико-механические свойства путём частичного растворения и перераспределения карбидообразующей фазы Ме23С6. Высоких характеристик и улучшения трибологических свойств можно добиться, применяя газостат. В камере газостата,

заполненной аргоном, нагревают отливку будущего эндопротеза до температуры 1250 °С. При достижении указанной температуры давление газа в камере повышается до 160 МПа, в этих условиях происходит термическая экспозиция (выдержка). Одновременно с термическим воздействием происходят уплотнение материала отливки и сваривание внутренних дефектов в результате всестороннего сжатия, а также уменьшения размера зёрен. При нагревании предел текучести сильно падает и внешнее давление газа захлопывает внутренний дефект, а на поверхности заготовки остаётся вмятина, которую можно ликвидировать при последующей механической обработке. В результате газостатирования происходят перераспределение карбидообразуюших фаз и уменьшение размера зёрен, а также общее упрочнение изделия, в

частности из-за сокращения количества внутренних дефектов. Литые сплавы применяются очень широко для эндопротезов сложной конфигурации, таких как коленный, плечевой,

голеностопный суставы и разновидности локальных эндопротезов для замещения хрящевых поверхностей. Для изготовления трущихся частей эндопротезов относительно простой конфигурации (головка тазобедренного сустава) используют деформируемые кобальтовые сплавы, представляющие собой различные композиции, легированные вольфрамом, титаном и азотом. Гамма сплавов расширяет возможности для конструирования сложных трибологических конструкций, таких как пара трения металл-металл. Кроме того, такие сплавы имеют относительное удлинение больше литого сплава и склонность к пластической деформации. Ведущие зарубежные фирмы применяют сложные технологические приёмы для уплотнения сплавов методом пластической деформации. Это чередование ковки с обжатием

(обкаткой) и термической обработкой. В результате получаются высокопрочные материалы,

предел их прочности поднимается до уровня 1200 МПа, при этом обеспечиваются высокая твёрдость и устойчивость к стиранию.