Эндопротезы в ортопедии

Заболевания и травмы опорно-двигательной системы нередко приводят к необходимости замещения дефектов костной ткани, замены суставных отделов костей или даже всего сустава, мышц и сухожилий. В качестве имптантатов используют разнообразные материалы. Требования к ним довольно жесткие, основные из них - биоинертпость, высокая механическая прочность и устойчивость к циклическим нагрузкам.

Кость - орган, построенный из костной ткани, содержащий также

хрящевую и собственно соединительную ткань. Так, трубчатая кость

73

представляет собой прямую пустотелую трубу или замкнутую оболочку переменной толщины и диаметра, заполненную вязкой жидкостью. В ее расширенных концевых, или эпифизарных отделах, преобладает рыхлая (спонгиозная) ткань, а в диафизарном, среднем отделе, — плотная (компактная), толщина которой максимальна в центральной части диафиза и уменьшается в направлении к эпифизам.

Выделяют пять структурных уровней компактной костной ткани (рис. 1.19).

Структурные уровни компактной костной ткани

Рис. 1.19. Структурные уровни компактной костной ткани

Первый уровень (рис. 1.19,а) составляют биополимерная макромолекула тропоколлагсна, построенная из трех левых спиральных полипептидных цепочек, которые образуют правую спираль, и неорганические кристаллы.

Второй структурный уровень (рис. 1.19,6) состоит из микрофибрилл коллагена, образуемых пятью молекулами тропоколлагена.

Третий структурный уровень (рис. 1.19,в) - это волокно, состоящее из большого количества микрофибрилл и связанных с ними микрокристаллов. Между отдельными кристаллами образуются связи в продольном и поперечном направлениях. Эта совокупность органических и неорганических веществ является армирующим компонентом костной ткани.

Четвертый структурный уровень (рис. 1.19,г) образуется из ламелл - тонких изогнутых пластинок, представляющих наименьший самостоятельный конструкционный элемент компактной костной ткани. Коллагеноминеральные композиции, объединенные с помощью вяжущего вещества, служат материалом этих пластинок.

Пятый структурный уровень (рис. !.19,д) представлен остеоном - конструкционным элементом, который образуется вокруг кровеносных сосудов, включающихся в объем кости при ее образовании. Остеон формируется из концентрически расположенных костных ламелл.

С увеличением возраста костная ткань претерпевает ряд изменений, которые затрагивают ее химический состав и внутреннюю структуру. Например, возникает множество вторичных остсонов, образующих новую внутреннюю конструктивную систему. Старение снижает биологическую активность костной ткани, меняет степень минерализации, а также порядок расположения минеральных кристаллов и остеонов, уменьшает количество связующего вещества, некоторая часть ткани исчезает, и появляются поры.

Путем экспериментов in vivo и in vitro установлено, что для костной ткани самым опасным является напряжение растяжения.

Прочность костной ткани при растяжении меняется от 150 до 170 МПа в зависимости от зоны поперечного сечения, с которой взят экспериментальный образец. Она определяется прочностью отдельных компонентов - гидроксилапатита (от 600 до 700 МПа) и коллагена (от 50 до 100 МПа).

Несущая способность костей при изгибе значительно меньше. Например, бедренная кость выдерживает нагрузку на изгиб до 2,5-10'' Н.

Прочность костей при сжатии высока. Так, несущая способность бедренной кости в продольном направлении составляет 45-103 Н для мужчин и 39-103 Н для женщин.

Мышечная ткань - ткань, образованная клетками, содержащими сократительные элементы. Различают гладкие и поперечно-полосатые мышцы. Из гладких мышц состоит мускулатура стенок кровеносных сосудов и всех внутренних органов (кроме сердца), из поперечных - скелетная мускулатура и сердечная мышца. Скелетные мышцы поддерживают положение тела в пространстве, сердечные мышцы - непрерывный ток крови, а гладкие мышцы обеспечивают движение в различных системах организма: сосудистой, пищеварительной, двигательной, выделительной и др.

Все мышцы работают по одному принципу и имеют близкий химический состав: вода - 75 %, белки - 20 % , аденозинтрифосфат (АТФ) - до 0,4 %. В процессе химической реакции отщепления молекулы фосфорной кислоты из АТФ освобождается энергия, приводящая в действие механизм сокращения мышц.

Поперечно-полосатые мышцы имеют высокую скорость концентрации и быстро утомляются. Часть этих мышц работает под влиянием нервных импульсов, идущих из головного мозга, а другая часть - автоматически, не подчиняясь сознанию.

Всякое мышечное волокно представляет собой многоядерную цилиндрическую клетку диаметром от 10 до 100 мкм и длиной от нескольких миллиметров до нескольких сантиметров. Мышечные волокна окружены соединительной тканью, состоящей из волокон коллагена и эластина.

Сухожилие является частью поперечно-полосатой мышцы, посредством которой она прикрепляется к кости или другим анатомическим образованиям. Оно представляет собой многокомпозиционный материал, состоящий из коллагеновых фибрилл.

Коллаген - это волокнистый белок, содержащий глицин, пролин и оксипролин в качестве основных компонентов и другие аминокислоты, представленные в изменяющихся пропорциях. Длина цени коллагена 290 нм.

Три такие цепи образуют тройной спиральный элемент, называемый тропоколлагеном (рис. 1.20,а).

Схема структурных уровней сухожилия начиная с молекулярного уровня

Рис. 1.20. Схема структурных уровней сухожилия начиная с молекулярного уровня: а - тройная спираль тропоколлагена: б - поперечное и в - продольное сечения микрофибриллы; г - тетрагональная решетка микрофибрилл; д - коллагеновые фибриллы. 1 - пептидные цепи; 2 - тропоколлаген;

3 - микрофибрилла, 4 - отдельная субфибрилла, образованная решеткой микрофибрилл. Прерывистые линии на рис. 1.20, д - места возможных периодических соединений

Пять тропоколлагеновых элементов образуют микрофибриллу (рис. 1.20,6). Эти элементы расположены уступами по продольной оси микрофибриллы на участке фиксированной длины (около 1/4 длины молекулы). Такой уступ вместе с расстоянием между концами следующих за ним тропоколлагенов определяет характерный период структуры с шагом 65 нм. Пять тропоколлагенов сплетаются в вытянутую тройную спираль.

Микрофибриллы уложены в тетрагональную решетку, имеющую период 3,8 нм (рис. 1.20,г). Они образуют волокнистый элемент коллагена - коллагеновые фибриллы (рис. 1.20,д). Диаметр этих фибрилл в зрелом возрасте колеблется в пределах 100-500 нм. Фибриллы могут не быть гомогенными по всему их поперечному сечению. В значительно деформированных волокнах фибриллы расщепляются на отдельные субфибриллы - волокнистые элементы диаметром 15 нм (рис. 1.20,д).

Коллагеновые фибриллы окружены межфибриллярной матрицей, состоящей в основном из мукополисахаридов и в меньшей мере - из структурных гликопротеинов. Эта структура распространяется в ширину, образуя элементы сухожилия диаметром в несколько сотен микрометров. Элементы сухожилия, соединяясь с упругими волокнами и фибробластами, образуют макроскопическое сухожилие.

Эндопротез компонентов опорно-двигательного аппарата должен обеспечивать: высокую прочность и достаточно высокую податливость; выравнивание напряжений по объему эндопротеза за счет неоднородности податливости; повышение энергии деформирования благодаря спиральной структуре материала и конструкции. Каждый эндопротез должен быть индивидуальным нс только по габаритам, но также по всем главным биомеханическим требованиям.

Применение имплантатов в ортопедии можно разделить на 6 групп [7]:

  • - фиксация переломов конечностей;
  • - фиксация суставов той или иной конечности;
  • - фиксация позвоночника;
  • - замена костей;
  • - замена суставов;
  • - замена сухожилий, связок и мышц.

Для фиксации переломов конечностей используют пластинки, крепящиеся на винтах. Фиксация суставов проводится путем сквозного соединения концов кости с помощью штифта и последующего соединения штифтов наружным приспособлением для компрессии, чаще всего винтом и гайкой, которые после операции могут быть затянуты до необходимого предела. Фиксация позвоночника для обеспечения неподвижности является сложной задачей. Разработано большое количество разных методик фиксации, например шинирование, соединение металлических пластинок со специальными отростками сквозными болтами, крючками, стержнями [7].

Важно, чтобы в конструкциях приспособлений отсутствовали слабые места и места концентрации механических напряжений. Чтобы избежать некроза, кость должна быть защищена от перегрева во время сверления. Некроз тканей обусловливает предрасположенность к инфицированию. В качестве материалов для различных фиксаторов обычно применяют сталь или титан [7].

Трубчатая кость - спирально свитая анизотропная конструкция с особым распределением неоднородности жесткости и прочности по объему. При увеличении нагрузки податливость кости увеличивается (реологическая адаптация). Биомеханические требования к конструкции эндопротезов трубчатых костей приведены в табл. 1.14.

Кость, как всякая живая ткань, реагирует на давление со стороны имплантата изменением собственной структуры. Анализ результатов экспериментальных и клинических исследований [10] показал, что имплантируемые материалы имеют недостатки. Чем выше их прочность, тем дальше они расположены от зоны «оптимального материала» (рис. 1.21).

Предел прочности и модуль упругости основных групп материалов

Рис. 1.21. Предел прочности и модуль упругости основных групп материалов, используемых в эндопротезировании костей, расположеные в зависимости от прочности и податливости; зона оптимального эндопротеза кости расположена вне этих групп: 1 - неармированные полимеры; 2 - компактная костная ткань;

  • 3 - аналог компактной костной ткани; зона «оптимального материала»;
  • 4 - стеклопласты; 5 - углспласты; 6 - титановые сплавы; 7 - легированные стали;
  • 8 - керамика

Таблица 1.14

Биомеханические требования к конструкциям эндопротезов трубчатых костей

Клинико-биомеханические

требования

Требуемые

биомеханические

параметры

Преимущества

биомеханических

конструкций

11родольная несущая способность не менее 15- К)3 Н

Прочность при растяжении нс ниже 250 МПа

Повышение коэффициента запаса прочности без увеличения размеров и массы

Несущая способность при кручении нс менее 2,4-103 Н ем

Модуль упругости не больше 2104 МПа

Снижение контактных напряжений на стыках кости и эндопротеза

Изгибная несущая способность не менее 10* I О3 Н ем

Прочность при кручении не менее 150 МПа

Использование мышечной оболочки как

дополнительного несущего элемента

Изгибная жесткость не меньше и не больше чем у кости на любом уровне напряжений

Удельная деформация растяжения до 5 %

Высокая эффективность действия восстановленной биомеханической системы при любой нагрузке

Допускаемые частоты вибрационных воздействий 0- 700 Гц

Удельная деформация сдвига до 0,05 рад/см

Повышение срока службы

Особенность нагрузки: не менее 3 видов одновременно во время цикла «опора перенос»

Кривая напряжение- деформация (аналогична с костной тканью)

Экономия энергии ходьбы за счет накопления деформации во время опоры

Ежедневная нагрузка не менее 5000 циклов

Удельная энергия деформирования не менее 6 Н/мм2

Повышенная ударная вязкость

Ежедневный отдых не более 8 ч после каждых 5000 циклов нагрузки

Кривая сдвига- скручивания (аналогична с костной тканью)

Оптимизация распределения напряжений по объему эндопротеза

Удельный предел скорости не менее 10 рад/с

Удельная энергия кручения не менее 3 Н/мм2

Повышение энергии деформирования за счет спиральной анизотропии

Удельный предел ускорения нс менее 50 рад/с"

Удельная объемная сжимаемость до 0,3 %

Улучшение демпфирующих свойств при вибрациях

Для металлов главный недостаток - высокая жесткость, следствием чего является рассасывание костной ткани вокруг имплантата с образованием фиброзной капсулы. Процессу асептического расшатывания металлических имплантатов способствуют и такие явления, как коррозия металла и диффузия ионов, вызывающая своеобразную реакцию окружающих тканей под названием «металлоз». Нередко встречающиеся в клинической практике переломы металлических конструкций объясняются низкой устойчивостью металлов к циклическим нагрузкам [10]. Ионы некоторых металлов являются клеточным ядом и способны вызывать злокачественное перерождение тканей.

В [3] приведены результаты исследования керамических материалов для целей протезирования костей. Однако гистологические исследования границы кость - имплантат показали, что керамическая конструкция отделена от костной ткани слоем соединительной ткани. Пористая керамика обеспечивает имплантатам биологическую фиксацию за счет врастания в поверхностные поры кости без соединительно-тканной прослойки. Однако низкая сопротивляемость ударным нагрузкам и высокая хрупкость ограничивает возможности применения керамических эндопротезов [10]. Новое поколение керамики (например, окись циркония, пористый гидроксилапатит [3]), по предварительным данным, имеют высокие показатели прочности и низкий модуль упругости, но требует дальнейшего изучения. Полимеры (полиэтилен, силиконовая резина, фторопласт-4, полиуретаны), помимо положительных свойств, таких как низкая электропроводность и отсутствие коррозии, имеют ряд недостатков. Если сам полимер инертен, то составляющие его мономеры в случае неполной или незавершенной полимеризации обладают определенной токсичностью. Их действие может вызвать реакцию со стороны как костной ткани, так и организма в целом. При контакте с костной тканью имплантат отделяется от нее соединительно-тканной капсулой. Поэтому даже изоэластические свойства полимерного материала но отношению к костной ткани не позволяют рассчитывать на большую стабильность соединения кость - полимер. Общее отрицательное свойство полимерных материалов - их биологическое старение, которое усиливается под влиянием внутренней среды организма.

Новый углеродный композитный материал «Углекон-М», разработанный в Уральском НИИ композиционных материалов, является по химическому составу чистым углеродом. Материал инертен по отношению к тканям организма. Композиционная структура, представляющая собой сплетение углеродных нитей, связанных пиролитическим углеродом, придает ему большую устойчивость при циклических нагрузках. Возникающие трещины обрываются, дойдя до ближайшего углеродного волокна. Это свойство весьма существенно для имплантатов, используемых в качестве эндопротезов опорнодвигательного аппарата.

Особенностью материала является сочетание в нем большой прочности с низким модулем упругости. Последнее позволяет избежать травматизации костной ткани, так как кость и имплантат при механической нагрузке деформируются синхронно. Наличие прямого контакта между костью и углеродом с биомеханической точки зрения позволяет рассматривать систему кость-имплантат как единое целое. Прочный костно-углеродный блок образуется даже в условиях нспрекращающихся физиологических нагрузок. Начальная стабильность имплантата создает реальные условия биофиксации за счет врастания костной ткани в поры и неровности материала даже при непрекращающихся динамических нагрузках, что позволяет применять его в качестве несущего элемента эндопротезов различного назначения.

Результаты экспериментальных и клинических исследований свидетельствуют о целесообразности дальнейшего углубленного изучения эндопротезирования конструкциями из композитного материала «Углскон-М» [101.

Таким образом, биомеханически совместимый эндопротез может быть изготовлен только из композиционных материалов. Вариант многоступенчатого композиционного материала и эндопротеза из него, соответствующего основным биомеханическим требованиям, представлен на рис. 1.22.

Вариант конструкции арматуры искусственной большой берцовой кости, имитирующей построение натуральной кости

Рис. 1.22. Вариант конструкции арматуры искусственной большой берцовой кости, имитирующей построение натуральной кости

Износостойкость материалов для эндопротезирования оценивают фактором износа К:

где V - объем материала, удаленного при трении, мм3; Р - прилагаемая нагрузка, Н; / - путь трения, м.

Значения фактора износа для различных пар трения приведены в табл. 1.15.

Износостойкость материалов для различных пар трения

Таблица 1.15

Пара трения

Нагрузка,

Н

Путь

трения,

км

Скорость,

см/с

Фактор износа АЧ07,мм3/(Н-м)

без

смазки

СО

смазкой

СВМПЭ-сталь XI8Н9Т

1500

50

1,6

1,7

0,83

СВМПЭ - сплав комохром

1500

50

1,6

1,4

0,73

СВМПЭ с углеволокном (20 % по массе) - сплав комохром

1500

50

1,6

0,8

0,39

СВМПЭ с углеволокном (20 % по массе) - сталь Х18Н9Т

1500

50

1,6

и

0,41

СВМПЭ -сталь 316L

155

1000

-

1,3

0,56

СВМПЭ-сталь EN581

100

580

25

1,04

-

СВМПЭ - керамика (99,5 % АЬ03)

85

6000

24

2,0

0,80

Сплав комохром - сплав комохром

500

6,9

38,6

490

Сталь Х18Н9Т - сталь Х18Н9Т

500

6,9

38,6

-

1670

Углеволокно, используемое в качестве наполнителя в сверхмолекулярном полиэтилене (С'ВМПЭ), улучшает износостойкость.

Композитные материалы для имплантации на основе углеродных волокон составляют две большие ipyinibi, принципиально отличающиеся по своей природе.

Первая группа - материалы на основе различных типов углеволокон с углеродной или карбидной матрицей (по сути своей и физическим свойствам - это керамические материалы, имеющие целый ряд новых ценных качеств по сравнению с неармированной керамикой).

Вторая группа - материалы на основе углеродных волокон с полимерной матрицей (углепласты).

Достоинство материалов первой группы состоит в следующем: 1) относительно высокая биоинертность углеродной керамики; 2) высокая прочность (табл. 1.16); 3) относительно высокая податливость (табл. 1.17) по сравнению с металлами. Они превышают модуль упругости кости только в 1,5- 4 раза (а не в 10 раз как, например, в случае сплавов стали или в 15 раз - в случае корундовой керамики).

Таблица 1.16

Свойства однонаправленного армированного угле-угольного композита

Характеристика

Значение

Плотность, г/см

1,6-1,7

Модуль упругости, ГПа

120-150

Прочность на изгиб (параллельно направлению армирования), МПа

600-800

Прочность на изгиб перпендикулярно к оси волокон, МПа

30-35

Прочность при межслойном сдвиге, МПа

30-40

Механические свойства различных форм углеродсодержащих материалов

Материал

Прочность на изгиб, МПа

Модуль упругости на изгиб, ГПа

Изотропный пироуголь

520

28

Пиролитический графит

140

24

Стеклоуголь

170

24

Специальный графит (для композита)

130

25

Композит уголь-уголь

800

180

В то же время эти материалы имеют ряд недостатков, ограничивающих их клиническое применение имплантатами костей и суставов малых размеров или при небольшой нагрузке.

Недостатки этой керамической группы следующие:

  • 1) модуль упругости значительно выше модуля упругости для живой кости и кривые напряжение - деформация для этих систем значительно различаются: это означает, что, например, между ножкой эндопротеза тазобедренного сустава и костью могут возникнуть нежелательные и опасные перемещения с расшатыванием эндопротеза;
  • 2) запас прочности материала недостаточен, особенно при растяжении перпендикулярно к направлению волокна;
  • 3) твердость углсксрамики может превышать твердость кости в 5 раз, что приводит к большим контактным напряжениям;
  • 4) недостаточна износостойкость.

Композитные материалы на базе полимерных матриц больше соответствуют биомеханическим требованиям. Они представляют собой комбинации различных волокон и матриц, в том числе и несколько видов волокон в одном материале (гибридные композиты). Наибольшее внимание привлекли стеклянные волокна (наиболее доступные), угольные волокна (наиболее биоинертные и устойчивые), борные волокна (наиболее прочные, но жесткие) и органические волокна (наиболее податливые и высокопрочные) (табл. 1.18).

В качестве матрицы были испытаны полиметилметакрилаты, полиэтилен особо высокой молекулярной массы (ПОВММ), полисульфоны. эпоксидные смолы, сополимер полигликолида и полилактида, полифенилглицидиловый эфир и 4.4-диаминодифенилсульфон, триазинсодержащий пластик. Оказалось, что существует возможность получить материал с любой интересующей исследователя жесткостью и с высокой прочностью. Рассмотрим результаты изучения 7 различных комбинаций композитов. С технической точки зрения наилучшей признана комбинация угольных волокон и эпоксидной смолы (рис. 1.23), так как прочность оказалась наиболее высокой, а модуль упругости находился в пределах податливости живой кости.

Модуль упругости и прочность семи различных комбинаций композитных материалов. Нагрузка

Рис. 1.23. Модуль упругости и прочность семи различных комбинаций композитных материалов. Нагрузка: 1 - растяжение: 2 - трехточечный изгиб. Для имплантатов наилучшим признан материал GF-EPI

Сравнительные данные о некоторых свойствах натуральных и искусственных волокон

Волокнистый материал

Модуль

упругости,

ГПа

Прочность при растяжении, МПа

Разрушающее удлинение, %

Целлюлоза (сухая)

80

900

2,3

Хитин

80

4000

4,2

Коллаген (мокрое сухожилие)

2

ИХ)

8-10

Е-стекло

70

1500-2000

2,0-3,0

Углеродное волокно

200-400

1900-2600

0,5-1,5

Борное волокно

400

3400

0,5-1,0

Кевлар-49 (ароматический полиамид - органическое волокно)

130

27(H)

2,0-3,5

Сталь (высокое содержание углерода)

210

2800

0; 5

Для заполнения костных полостей после удаления метастазов, лечения хронических переломов и т.д. в ряде случаев применялся акрилцеменг.

Хотя твердый акрилцемент нетоксичен, остаточный метилметакрилат обладает определенной токсичностью и при большом содержании может вызывать некроз контактирующей костной ткани. Образование пораженной костной ткани на границе кость - цемент иногда приводит к последующему расшатыванию имплантата. Другим нежелательным фактором воздействия акрилцемента на костную ткань является термонекроз. Степень термонекроза костной ткани зависит от температуры, образующейся при выделении тепла в процессе полимеризации, и от продолжительности ее действия. Температурный интервал, возникающий на поверхности самополимеризующегося цемента, равен 60-96 °С. При этом внутри полимеризата развивается температура до 122 °С. Максимальная температура полимеризации зависит от толщины и формы поверхности.

Один из фундаментальных принципов, заложенных в естественных костях, - принцип спирального армирования. Кости правой и левой половины человека по спиральному принципу армирования являются зеркальным отображением друг друга. Ни один из разработанных в настоящее время материалов не обладает этим свойством.

Композиты с составляющими биологического происхождения

находят применение в качестве заменителей относительно небольших дефектов костной ткани. Исходным является предположение, что для искусственного заменителя кости более всего подходят составляющие той же кости, лишенные биологической активности после специальной обработки.

Различные комбинации коллагена и гидроксилапатита с добавкой полимерных связующих отличаются методами подготовки, количественным содержанием коллагена или гидроксилапатита. Композиционные материалы этого типа стимулируют врастание костного вещества в имплантат. Они имеют относительно низкие показатели прочности на сжатие и разрыв, а их модуль упругости близок по величине к модулю упругости натуральной кости.

Авторы [3] провели комплексные исследования возможностей применения гидроксилапатита (ГА) в качестве основы для создания керамики с указанными выше свойствами. Практически изучены особенности методов получения ГА-керамики (шликкерное литье, спекание, горячее прессование и т.д.) и ее механические свойства.

При имплантации пористой апатитовой керамики в какой-либо участок кости ставилась задача, чтобы структура, образовавшаяся после прорастания костной ткани внутрь имплантата, обладала теми же прочностными свойствами, что и исходная кость при абсолютной биологической совместимости. Как показано в [3], после имплантации пористой керамики из ГА нс отмечалось изменения внутренней структуры имплантата, т.с. взаимодействие происходило на соприкасающихся поверхностях. Поэтому важно, чтобы имплантат выдерживал нагрузки, характерные для конкретного участка кости, то есть прочностные свойства костной ткани и имплантата должны быть очень близкими.

В табл. 1.19 приведены результаты, позволяющие сравнить некоторые механические характеристики разработанного авторами [3] биоматериала - керамики из ГА разной плотности и твердых тканей: кости, дентина, эмали.

Сравнение механических свойств плотной керамики из ГА и твердых тканей человека [3]

Таблица 1.19

Механические

характеристики

Плотный

синтетический Г А

Кость + 70 % ГА

Эмаль + 96 % ГА

Дентин

Плотность, г/см

3,06-3,156

1,5-2,2

2,9-3,0

-

Предел прочности, МПа: на сжатие

500-900

90-165

390

300

на изгиб

100-120

100-200

-

-

на растяжение

-

90-115

10

50

Трещинностойкость,

МПа-м

1,0-1,2

2,2-4,6

-

-

Твердость по Бринелю (НВ), МПа

4-6

0,4-0,6

3,4-3,7

-

Из приведенных данных следует, что плотная керамика из ГА имеет пониженные трещинностойкость и прочность на изгиб по сравнению с костной тканью. Трещинностойкость керамики в среднем в 2-4 раза меньше трещинностойкости кости [3]. Указанное выше, а также малая усталостная прочность являются основными ограничениями при применении имплантатов из ГА в областях, несущих нагрузку. Для решения этих проблем возможно упрочение керамики путем введения волокон, в том числе металлических [9].

Предпринимались попытки использовать имплантаты на основе кораллового скелета. Предполагалось, что пористый скелет кораллов, состоящий из солей кальция, может служить остовом для врастания тканей человека.

Некоторые экспериментальные работы позволяют предполагать, что заменителем может сложить натуральный биокомпозит - дерево. Специально обработанные фрагменты ясеня и березы показали хорошую биосовместимость и вполне приемлемые механические свойства. Предполагалось также до имплантации дерево превратить в уголь с пористостью 30 % с расчетом на повышенное прорастание тканей в имплантат. К сожалению, эта группа материалов не соответствует одному из главных требований: они недостаточно долговечны.

В течение более 120 лет создавались искусственные суставы с целью замены патологических и восстановления подвижности сросшихся суставов. В настоящее время эти операции проводятся на тазобедренных, коленных, локтевых, плечевых суставах и суставах пальцев.

В настоящее время в мире несколько миллионов человек имеют искусственные суставы. От искусственного материала требуется функциональность и безопасность, которые для эндопротезов должны быть сохранены по возможности на весь оставшийся после операции период жизни человека (на протяжении 20-80 лет). Конструкции искусственных суставов весьма сложны [7]. В качестве материалов применяются нержавеющая сталь, кобальт-хромовые сплавы, виталлиум, акрилаты, силиконовая резина и др. Исключительно низкое трение ПТФЭ явилось основанием для изготовления из него отдельных деталей узла трения эндопротеза тазобедренного сустава. Однако выяснилось, что продукты износа фторопласта вызывают воспалительную реакцию контактирующих мягких тканей и осложнения в отдаленные сроки после эндопротезирования.

Характеристики некоторых материалов, применяемых в эндопротезировании суставов, приведены в табл. 1.20.

Таблица 1.20

Свойства материалов, применяемых в эндопротезировании суставов

Материал

Модуль

упругости Е, ГПа

Прочность при растяжении о,,, МПа

Сплав Со-Сг

230

900-1540

Аустенитная нержавеющая сталь EN58

200

540-1000

Аустенитная нержавеющая сталь

200

230-1160

Сплав Ti-AI-V

106

780-1050

Оксид алюминия

365

6-55

Полиэтилен

1

30

Компактная кость

7-30

50-150

Возможность использования конкретного материала для эндопротезов суставов определяется не только его биологической инертностью, но и целым комплексом физико-механических свойств, удовлетворяющих эксплуатационным условиям. Необходимо учитывать не только их прочностные свойства, но и биомеханические особенности эксплуатации. Установлено, что наилучшим вариантом является сочетание металла и пластмассы и что форма протеза сустава должна в большей или меньшей мере соответствовать форме естественного сустава [7].

Для реконструкции оболочек сухожилий применяются силиконовые стержни, которые вводят для создания гладких каналов. После удаления стержней в образовавшееся ложе вводят лоскут трансплантата [7].

Эндопротезы связок и сухожилий представляют собой полимерные ленты и сетки, прикрепляемые к суставам. При прорастании рубцовой ткани искусственная связка превращается в рубцово-полимерный тяж. Прочность этого тяжа выше, чем полимерной ленты.

Для замены связок используют тканые, плетеные и трикотажные изделия из высокопрочных синтетических нитей (фторуглеродных, арамидных, углеродных, пропиленовых). Трикотажные изделия из-за высокой степени удлинения используют незначительно. Синтетические нити имеют толщину 10- 12 мкм. Их подвергают радиационной стерилизации. Разработана технология усадочной отделки трубчатых трикотажных заменителей связок. Она позволила снизить эластичность полиэфирных нитей на 60 % и довести ее до уровня эластичности натуральных связок.

При замене связок коленного сустава у больных молодого возраста применяют имплантаты из углеродных нитей, способных выдерживать большие нагрузки. Для повышения абразивной устойчивости используют комбинированные протезы: сердечник из углеродных нитей в оплетке из полиэфирных. Время вживления искусственной связки составляет 2-3 месяца.

Для замены мышц в ортопедии применяют пружины из нержавеющей стали. Исследования [7] показали, что пружины не инфильтровывались соединительной тканью в течение длительного времени эксплуатации. Разделение колец пружины при движении также сохранялось.

Одним их последних достижений использования имплантатов в ортопедии является применение грибовидного протеза из силастика, который вводится в конец ампутированной конечности [7]. Он действует как подушечка и позволяет лучше переносить нагрузки массы тела, которые приходятся на конец культи.

 
Посмотреть оригинал
< Пред   СОДЕРЖАНИЕ   ОРИГИНАЛ   След >