Предмет «Физиологические аспекты создания и использования биоматериалов» (стр. 3 )

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

Состав материала (% масс.)	Модуль упругости, ГН/м2	Предел прочности при растяжении, МН/м2	Относительное удлинение при разрыве, %	Состав поверхностного слоя образца
Тi (99)	97	240–550	> 15	ТiО2
Ti (90) + Al(6)+V(4) кованый	117	860–896	> 12	ТiО2
Ti (90) + Al(6)+ V(4) литьевой	117	860	> 8	TiO2
Нержавеющая сталь Fe (70)+Cr(18)+Ni(12)	193	480–1000	> 30	Cr2O3
Co(66)+Cr(27)+Mo(7) литьевой	235	655	> 8	Cr2O3
Сo(55)+Cr(20)+W(15)+Ni(10)	235	860	> 30	Cr2O3
Co(45)+Ni(35)+Cr(20)+Mo(10)	235	793–1793	50–8	Cr2O3
Co(52)+Ni(20)+Cr(20)+Mo(4)+W(4)	235	600–1310	50–12	Cr2O3
Zr(99)	97	552	20	ZrO2
Au(99)	97	207–310	> 30	Au

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.

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.