CC BY
323Обзор материалов для изготовления эндопротезов тазобедренного сустава
Некишева Анжелика Артуровна,
студент, кафедра клинической медицины, Дальневосточный федеральный университет E-mail: [email protected]
Абдулазизов Бахтиёр Дониёр угли,
студент, кафедра клинической медицины, Дальневосточный федеральный университет E-mail: [email protected]
Пешеходько Диана Игоревна,
студент, кафедра клинической медицины, Дальневосточный федеральный университет E-mail: [email protected]
Операция по замене тазобедренного сустава заключается в замене сустава имплантатом, способным воссоздать функциональность сустава. Эта статья направлена на обзор биоматериалов, используемых для изготовления имплантатов, а именно их специфических характеристик, необходимых при эндопротезировании тазобедренного сустава: биосовместимость, устойчивость к большим нагрузкам, сопротивление скольжению с низкими силами трения и скорость износа. Особое внимание должно быть уделено трибологическому взаимодействию биоматериалов, поскольку трение и износ - ключевые аспекты, требующие оптимизации по мере развития имплантатов. После продолжительных разработок и более чем 50-летней эволюции конструкции и материалов фактическая скорость износа наиболее распространенных импланта-тов остается низкой, что позволяет существенно снизить риск, связанный с распространением мигрирующих частиц износа в организме человека.
Ключевые слова: биоматериалы; керамика; трение; имплан-таты; полиэтилен; протез; использование.
в и
см
03
1. Введение
Тазобедренный сустав - один из важнейших элементов опорно-двигательного аппарата, соединяющий проксимальные отделы нижних конечностей с тазовым поясом, представляющий непосредственно сочленение головки бедренной кости и вертлужной впадины. Гладкая сферическая головка бедренной кости идеально вписывается в полулунную поверхность вертлужной впадины, которая представляет собой чашеобразную полость, углубленную за счет прикрепленной к ней вертлужной губы. Помимо прочной капсулы сустава, образованной наружными связками, сустав стабилизируется внутри-капсульными связками. Головка бедренной кости покрыта толстым суставным хрящом, значительно снижающим трение между суставными поверхностями, такую же функцию выполняет и синовиальная жидкость, синтезируемая вертлужной губой. Эти особенности строения и мощный связочный аппарат призваны компенсировать высокую нагрузку веса верхней части тела на тазобедренный сустав. Постепенное изнашивание защитных факторов, особенно с возрастом, могут поставить под угрозу функционирование сустава.
Остеоартроз тазобедренного сустава - одно из самых распространенных заболеваний тазобедренного сустава, это патология, сопровождающаяся сильной болью из-за повреждения хрящевой ткани. Необратимые дегенеративные дистрофические изменения затрагивают весь суставной комплекс. Остеоартроз, являясь хроническим прогрессирующим постепенно приводит к повреждения необратимы из-за которых во многих случаях приходится прибегать к замене скомпрометированного сустава на искусственный. Протез - это искусственный сустав, который выполняет те же функции, что и натуральный, и имплантируется хирургическим путем. Хирургическая операция называется тотальной артропластикой тазобедренного сустава.
Эта статья направлена на исчерпывающий обзор современного состояния биоматериалов, используемых в качестве медицинских устройств для тазобедренного сустава, фокусируясь на преимуществах, недостатках и будущих перспективах использования биоматериалов. Это направление исследований закладывает основу для разработки улучшенных устройств для более продуктивных решений ортопедических клинических проблем.
1.1. История
С момента первого применения разработка конструкции и материалов для протезирования ТБС непрерывно продолжалась. Для этой области использовалось несколько материалов: стекло,
полимеры, металлические сплавы, керамика, композиты и т. Д., пытаясь найти компромисс между биосовместимостью и трибологическими характеристиками: геометрией и кинематикой контактной трибопары, моментом трения, сопротивлением силе статических и динамических нагрузок и также устойчивость к механическому и химическому износу [1, 2]. В 1840 году впервые возникла идея замены ТБС протезом [3]. Эта процедура ограничивалась восстановлением поверхности или заменой вертлужной части головки бедренной кости. Для этого между поврежденными суставными поверхностями тазобедренного сустава устанавливали деревянную колодку. Из-за попадания частиц, образованных вследствие износа, в тело, эта попытка не имела благоприятного исхода. Поэтому для решения проблемы совместимости были применены биологические элементы: кожа, мышечная ткань, свиной пузырь, а также золотая фольга. Только спустя несколько десятилетий были использованы различные искусственные материалы, такие как резина, цинк, стекло, воск и серебряные пластины. В 1880 году профессор Фемистокл Глюк впервые имплантировал протез из слоновой кости с шариком и гнездом, прикрепленный к кости винтами. Позже, обнаружив, что человеческое тело не может принимать большие количества ксенобиотического материала, он экспериментировал со смесью гипса в сочетании с порошковой пемзой и смолой.
Были также испробованы различные материалы: в 1919 году Дельбет применил резину для замены головки бедренной кости, а Хей-Гровс использовал гвоздь из слоновой кости в 1922 году для моделирования суставной поверхности головки бедренной кости [3]. В 1925 году были попытки использования стекла и бакелита. В 1950 году Остин Мур представил гемиартропластику, новый вид имплантата бедра, состоящий из замены части шейки и головки бедренной кости и с использованием элемента с длинной ножкой. Стержень вошел в полость бедренной кости без цемента, заменив проксимальную часть кости примерно на 31 см, а шарик поместили на вертлужную впадину бедра. Эта процедура имела удовлетворительный исход, хотя расшатывание имплантата все еще оставалось проблемой [3].
В 1960 году хирург-ортопед Сан Бау начал выполнять замену тазобедренного сустава, а за двадцать лет работы выполнил более 300 замен тазобедренного сустава из слоновой кости с показателем успеха 88% [4]. Огромный вклад в развитие тотальной артропластики тазобедренного сустава, внес сэр Джон Чарнли. В 60-х годах он определил концепцию артропластики с низким коэффициентом трения (Low Friction Arthroplasty (LFA)). Его первый протез был изготовлен из стержня из нержавеющей стали, закрепленного акриловым цементом, и головки диаметром 22,2 мм, соединенной с чашкой из политетрафторэтилена (ПТФЭ). ПТФЭ оказался непригодным, так как вызывает износ, приводящий к воспалительным реакциям.
Для решения этих проблем сэр Чарнли использовал другие полимерные материалы, такие как полиэтилен высокой плотности и полиэтилен сверхвысокой молекулярной массы.
1.2. Материалы для изготовления
В основном изучаются и применяются четыре основных типа подшипников: металл-полиэтилен, металл-металл, керамика-керамика и керамика-полиэтилен. Недавно были введены гибридные комбинации, такие как керамические головки и металлические вставки [5]. На выбор между этими типами опоры влияют многие факторы, такие как стоимость имплантата, возраст и уровень активности пациента, осложнения во время операции и т.д.
До середины 1990-х годов наиболее распространенным имплантатом бедра были пары металл-полиэтилен, которые хорошо работали у пожилых и менее активных пациентов. По-прежнему вызывали озабоченность две актуальные проблемы: асептическое расшатывание в результате неадекватной начальной фиксации, вызванное остеолизом вокруг имплантата, вызванным частицами, и вывих бедра.
В 80-х годах, когда эти проблемы стали главенствовать, были выпущены первые пары керамика-керамика, начиная с оксида алюминия и диоксида циркония. Циркониевая керамика использовалась для ортопедических имплантатов в качестве вторичного керамического материала наряду с оксид алюминия ом в течение нескольких лет. Основными преимуществами керамики являются ее твердость, устойчивость к царапинам и инертность обломков [6]. Эти характеристики способствуют использованию подшипников из керамика-керамической пары, а инертный характер частиц износа делает их лучшим выбором для молодых пациентов. Минусами являются высокая цена и особые требования к профессионализму оперирующего врача.
Внедрение инновационной гибридной керамической головки с твердым покрытием и металлической вставки призвано уменьшить выделение ионов и образование частиц. В исследованиях in vitro на имплантатах тазобедренного сустава из керамико-металлических пар были обнаружены более мелкие частицы и меньший износ.
В настоящее чаще всего используются титановые сплавы, нержавеющая сталь, специальные высокопрочные сплавы, оксид алюминия, диоксид циркония, оксид алюминия, упрочненный диоксидом циркония. Есть несколько комбинаций, которые могут быть реализованы при использовании этих материалов с целью устранения наименьшего количества проблем и максимальных долгосрочных шансов на успех.
2. Полимеры
Полимерные материалы были первым выбором для замены бедра с низким коэффициентом трения. Были исследованы высокостабильные поли-
са о
о Л о
о сз о в
мерные системы, такие как политетрафторэтилен (ПТФЭ), сверхвысокомолекулярный полиэтилен высокой плотности (СВМПЭ) или полиэфирэфиркетон (ПЭЭК), отобранные благодаря их превосходным механическим свойствам и высокой износостойкости. Тем не менее, при имплантации вертлужные впадины из полиэтилена образуют частицы износа, воспринимаемые иммунной системой реципиента как ксенобиотики, подвергающиеся атаке [7]. Это приводит остеолизу; более того, поскольку мусор накапливается в области, близкой к имплантату, потеря костной массы приводит к расшатыванию стержня имплантата. Это приводит к необходимости ревизии, а именно еще одной операции. Ревизия по поводу расшатывания в четыре раза превышает следующую ведущую причину (вывих 13,6%) и более значима для молодых пациентов.
2.1. ПТФЭ
ПТФЭ обладает высокой термической стабильностью; он гидрофобен, стабилен в большинстве типов химической среды и обычно считается инертным в организме. Он был использован Чарн-ли в его первом прототипе, но имел два основных недостатка, которые были обнаружены только после имплантации у 300 пациентов. Материал имел очень высокую скорость износа, равную 0,5 мм в месяц, а ПТФЭ производил объемные массы аморфного материала из-за огромного количества гигантских ячеек инородных тел. Более того, этот мусор вызвал интенсивную реакцию на инородное тело, что Чарнли подтвердил, введя два образца тонко измельченного ПТФЭ в собственное бедро.
Чарнли пытался использовать композитный материал на основе ПТФЭ, армированного стекловолокном (известный как Fluorosint), но обнаружил плохие характеристики in vivo, несмотря на его прекрасное поведение in vitro. После одного года имплантации поверхность композита измягчилась и стала легко стираться. Более того, этот композитный материал показал более высокий уровень инфицирования (20%) и расшатывания (57%), чем другие используемые материалы.
2.2. СВМПЭ
Чарнли представил СВМПЭ в 1962 году, вызванный непригодностью ПТФЭ как материала подшипников и многообещающим поведением в лабораторных испытаниях. Полимер отличается превосходной износостойкостью, низким коэффициентом трения и высокой ударной вязкостью. Он создается путем полимеризации этилена и является одним из простейших полимеров. Его химическая формула: (-C2H4-)n, где n - степень полимеризации, то есть количество повторяющихся звеньев в цепи. Средняя степень n составляет минимум 36000, а молекулярная масса составляет не менее 1 миллиона г / моль, как определено стандартом.
Муратоглу и его команда [8] проанализировали е извлеченные вкладыши из сшитого полиэтилена е для вертлужной впадины, обнаружив минимальное окисление, но они обнаружили, что окисление ° увеличивается при хранении на воздухе, вызывая ¡в серьезные повреждения. Они предположили, что
два механизма могут изменять окислительную стабильность СВМПЭ, циклическую нагрузку in vivo и абсорбцию липидов. Липиды способны реагировать с кислородом и, таким образом, извлекать атомы водорода из полиэтиленовых цепей, вызывая образование свободных радикалов.
Риниц и его команда [9] исследовали краткосрочные и среднесрочные извлечения переплавленных и отожженных образцов полиэтилена высокой степени сшивки, чтобы определить, может ли окисление привести к изменениям механических свойств из-за окислительного разрыва цепи. Их исследования доказали, что плотность сшивки уменьшается, что соответствует усиленному окислению для некоторых термостабилизированных материалов с высокой степенью сшивки.
В основном механизмы улучшения цепей СВМ-ПЭ происходят за счет пластической деформации полимера с выравниванием молекул в направлении движения, что приводит к образованию тонких вытянутых фибрилл, ориентированных параллельно друг другу. В результате такого расположения изнашиваемая поверхность из СВМПЭ может упрочняться в направлении скольжения, тогда как в поперечном направлении она ослабевает. В свете этого оптимальным решением выглядит реализовать армированные полимеры с высокой прочностью, такие как самоармированный СВМ-ПЭ. Этот композит в основном представляет собой неориентированную матрицу СВМПЭ, в которой были диспергированы армирующие частицы из того же материала, в результате чего получился полимер с превосходной биосовместимостью, улучшенными механическими свойствами и возможностью стерилизации и сшивки, такой как традиционный СВМПЭ.
2.3. ПЭЭК
Полиэфир-эфир-кетон (ПЭЭК) - хорошо известный биосовместимый полимер, используемый в ортопедии. Он рассматривался в качестве альтернативного материала для эндопротезирования суставов из-за его хороших механических свойств и биосовместимости продуктов износа. ПЭЭК использовался в качестве биоматериалов, в частности в позвоночнике, с 1980-х годов из-за его структуры, которая обеспечивает выдающуюся химическую стойкость, инертность и термическую стабильность в условиях in vivo. В 1998 году Ван и его коллеги [10] протестировали вертлужные чашки из ПЭЭК на симуляторе бедра в течение 10 миллионов циклов. Они наблюдали снижение степени износа почти на два порядка по сравнению с обычной парой СВМПЭ- металл или СВМПЭ-керамика. Однако, несмотря на хорошие показатели in vitro, возникают вопросы о пригодности этого материала in vivo, в условиях высокого контактного напряжения. Клинических данных о его применении нет.
3. Металлы
Металлические материалы находят широкое применение в медицине и биоинженерии, а также
в качестве компонентов ортопедических имплан-татов. Наиболее распространенными традиционными металлами, используемыми для изготовления протезов ТБС, являются нержавеющая сталь, титановые сплавы (Ti6Al4V) и, в основном, кобальт-хром-молибденовые сплавы. Последние обладают хорошей коррозионной стойкостью по сравнению с другими металлами и высокой ударной вязкостью, высокой износостойкостью и более высокой твердостью (HV = 350), чем другие металлы и полимеры.
3.1. Кобальт-хром-молибденовые сплавы
Шарнирное соединение металл-металл обычно изготавливается из кобальт-хром-молибденовых (CoCrMo) сплавов. Сплавы CoCrMo состоят из 58,9-69,5% Co, 27,0-30% Cr, 5,0-7,0% Mo и небольшого количества других элементов (Mn, Si, Ni, Fe и C). Эти металлические сплавы можно разделить на 2 категории: высокоуглеродистые сплавы (содержание углерода> 0,20%) и низкоуглеродистые сплавы (содержание углерода <0,08%). Кроме того, металлические сплавы можно производить с использованием 2 различных технологий, таких как литье и ковка; размер зерна кованого сплава обычно составляет менее 10 мкм, тогда как размер зерна литого материала составляет от 30 до 1000 мкм.
Кобальт и хром присутствуют в окружающей среде и в продуктах питания. Они необходимы человеку в качестве микроэлементов в организме, но в высокой концентрации токсичны. У пациентов с парами Co-Cr металл-металл, подвергающимися износу с выделением кобальта и хрома в синовиальную жидкость, могут возникать повышенные уровни циркулирующих ионов Co и Cr, мигрировавших в кровь.
3.2. Другие металлические сплавы
Металлические материалы обладают высоким
модулем эластичности, что ограничивает распределение напряжения от имплантата к кости. Поэтому были разработаны новые металлические компоненты с более низким модулем упругости и более высокой коррозионной и износостойкостью. Постоянно ведутся исследования новых металлических сплавов для применения в протезах ТБС с целью достижения лучшей биосовместимости наряду с превосходными механическими свойствами. Сплавы Co-Cr-Mo имеют низкую химическую инертность, но высокую износостойкость, тогда как сплавы нержавеющей стали имеют низкую прочность и пластичность.
Цирконий (Zr) и тантал (Ta) являются тугоплавкими металлами из-за их высокой химической стабильности и повышенной температуры плавления и очень устойчивы к коррозии из-за стабильности оксидного слоя. Поскольку ванадий является относительно токсичным металлом, были предприняты некоторые попытки заменить его в широко распространенных сплавах Ti-6Al-4V. Чтобы улучшить биосовместимость и механическую стойкость сплава Ti-6Al-4V, ванадий был заменен железом (Fe) или ниобием (Nb), в результате получились
улучшенные сплавы Ti-5Al-2.5Fe и Ti-6Al-7Nb. Эти сплавы по сравнению с традиционным Ti-6Al-4V имеют более высокую динамическую твердость и более низкий модуль упругости, что позволяет лучше распределять напряжение между имплан-татом и костью.
В новом классе титановых сплавов, внедренном в области ортопедии, используется молибден в концентрации более 10%, они называются сплавами p-Ti. Имея на 20% меньший модуль упругости, они ведут себя ближе к реальным костям и имеют лучшие возможности формования. Бедренные стержни, изготовленные из р-титано-вого сплава, использовались как часть модульных протезов бедра с начала 2000-х годов, но были отозваны в 2011 году Управлением по контролю за продуктами и лекарствами США (FDA) из-за повышенного уровня износа.
4. Керамика
Можно сказать, что керамика - это любой материал, который не является ни металлом, ни полупроводником, ни полимером. Керамика используется для создания инженерных компонентов, когда требуются износостойкость, твердость, прочность и термостойкость. Керамика также была определена как «материалы будущего», поскольку она получена из песка, который составляет около 25% земной коры по сравнению с 1% для всех металлов. В последние десятилетия керамические материалы продемонстрировали большую привлекательность и широкое распространение благодаря своим химическим и физическим характеристикам, что привлекло интерес ученых и биомедиков. Керамические материалы были внедрены в ортопедию более двадцати лет назад, чтобы решить главную проблему износа полиэтилена.
4.1. Оксид алюминия
Оксид алюминия был введен в имплантаты ТБС в 1971 году, когда Бутин реализовал тазобедренное соединение оксид алюминия с оксидом алюминия, что привело к хорошим клиническим результатам. Керамика из оксида алюминия была одной из основных керамических материалов, используемых в TA, благодаря ее хорошим триболо-гическим свойствам, что означает благоприятные фрикционные свойства и высокую износостойкость. С другой стороны, он имеет более низкую механическую стойкость, чем другие материалы. Он показал хорошие характеристики при сжатии, но слабую устойчивость к растягивающим напряжениям. Керамика из оксида алюминия использовалась в клинических применениях благодаря своим трибологическим свойствам из-за их твердости. Среди керамических материалов наиболее часто используемым материалом является оксид алюминия.
Оксид алюминия, используемый для замены тазобедренного сустава, отличался от материала первого поколения, используемого в промышленности. В частности, оксид алюминия первого по-
сз о
о Л о
о сз о в
коления показал плохую микроструктуру с низкой плотностью, недостаточной чистотой и большим размером зерна, что влияет на скорость изнашивания, так как она уменьшается с уменьшением размера зерна. Непрерывные усилия, предпринимаемые в этой области, позволили исследователям очистить и улучшить этот процесс, в результате чего был получен оксид алюминия для медицинского применения, коммерчески известный как Biolox ®. В 90-х годах тазобедренные имплантаты из оксида алюминия были усовершенствованы с появлением на рынке Biolox ® forte, который, благодаря инновациям в производственном процессе, мог обеспечить гораздо лучшие механические характеристики. Он был реализован с использованием улучшенного сырья, с меньшим размером усиления, низким уровнем примесей и спеченным на воздухе. Biolox ® forte имеет плотность 3,98 г/см3 и зерна размером 3,2 м, тогда как для Biolox ® эти значения 3,96 г/см3 и 4,2 м.
4.2. Цирконий
Цирконий обладает высокой прочностью и хорошими механическими свойствами; среди всей монолитной керамики она обладает выдающейся трещиностойкостью; это основные причины, по которым диоксид циркония стал очень распространенной альтернативой оксиду алюминия. Первые попытки были сосредоточены на оксиде циркония, частично стабилизированном оксидом магния, который не отвечал требованиям износостойкости. Поэтому дальнейшие разработки были сосредоточены на оксиде, стабилизирующем оксид иттрия (Y-TZP), керамике, полностью состоящей из зерен субмикронного размера, представляющей современный стандарт для клинического применения [11]
Y-TZP состоит из тетрагональных зерен размером менее 0,5 мкм, доля которых, остающаяся при комнатной температуре, зависит от размера, распределения и концентрации оксида иттрия, стабилизирующего его. Такие микроструктурные параметры определяют механические свойства Y-TZP. Тетрагональные зерна могут трансформироваться в моноклинные зерна, вызывая объемное расширение на 3-4%, что является причиной прочности керамики и ее способности рассеивать энергию разрушения.
Что касается металлов, Y-TZP демонстрирует превосходную смачиваемость, что позволяет образовывать жидкую пленку между сочленяющимися поверхностями имплантата. Даже если в клинической практике головки бедренной кости Y-TZP были соединены только с чашками из СВМПЭ, тесты, проведенные на Y-TZP в сравнении с оксидом алюминия, дали положительные результаты. Споры о будущем Y-TZP происходят из-за его плюсов и минусов; он проявляет лучшие механические е свойства (устойчивость к распространению тре-е щин), но склонен к старению в присутствии воды.
4.3. Закаленный циркониевый корунд
° Во второй половине 1970-х годов был разра-5в ботан новый класс композиционных материалов
на керамической основе. Этот новый композиционный материал был реализован путем введения до 25% мас. диоксида циркония в матрицу оксида алюминия; этот композитный материал известен как оксид алюминия, упрочненный диоксидом циркония (Zr-Al2O3). Добавление фракции диоксида циркония к оксиду алюминия приводит к получению композиционного материала повышенной вязкости.
Этот материал обеспечивает повышенное сопротивление возникновению трещин и их распространению. Композит сочетает в себе лучшие характеристики как оксида алюминия, так и диоксида циркония: прочность и ударную вязкость оксида алюминия и превосходную износостойкость, химическую и гидротермальную стабильность оксида алюминия. Конечный композит представляет собой смесь примерно 75% оксида алюминия, 25% диоксида циркония и менее 1% оксида хрома и оксида стронция.
5. Поведение при ношении
Среди опорных поверхностей, участвующих в тотальной артропластике тазобедренного сустава, биоматериалы подвергаются трению скольжения, образуя частицы износа, которые, в свою очередь, инициируют воспалительную реакцию, в конечном итоге приводящую к остеолизу. Износ определяется как явление кумулятивного повреждения поверхности, при котором материал удаляется из тела в виде мелких частиц, главным образом в результате механических процессов.
5.1. Износ полиэтилена
Основным механизмом износа полиэтилена является адгезионный/абразивный, что приводит к образованию частиц субмикронного размера. Удлиненные фибриллы, обнаруженные в извлеченных элементах вертлужной впадины, являются предшественниками этого механизма износа [12]. Есть доказательства того, что морфология СВМПЭ изменяется из-за механического воздействия. Например, было обнаружено, что механические свойства полимера зависят как от его кристаллической, так и от аморфной фазы. Износ в микромасштабе приводит к циклической пластической деформации шарнирной поверхности.
На износ СВМПЭ влияют разные факторы; некоторые из них связаны с самим материалом, другие - с конструкцией имплантата в целом. К первой категории относятся природа или качество порошка, а также производственный процесс и процедура стерилизации. Компоненты из сверхвысокомолекулярного полиэтилена могут быть получены из прессованных прутков; этот процесс приводит к внутренним несоответствиям или «мертвым зонам». Мертвые зоны могут снизить молекулярную массу и увеличить скорость износа конечного компонента [13]. Кроме того, полученные таким образом элементы имеют на своей поверхности микрорельефы, которые могут вызвать процесс износа третьим телом.
5.2. Износ металлов
Динамическая нагрузка, которой подвергаются эти имплантаты, вместе с агрессивностью физиологических жидкостей может усилить процессы деградации. Комбинированный эффект износа и коррозии состоит не из простой суммы этих двух факторов, а в виде синергии, реализуемой между ними, называемой трибокоррозией. Трибокор-розия определяется как «необратимое преобразование материала в трибологическом контакте, вызванное одновременным физико-химическим и механическим взаимодействием поверхности» [14]. В последние десятилетия у пациентов с металл-металлической парой наблюдались воспалительные реакции, часто с признаками трибо-коррозии, которая возникает не только на несущих поверхностях, но и на модульных соединениях металл/металл, где возможны микродвижения между двумя компонентами.
Коррозионная стойкость металлов зависит от пассивного слоя, образующегося на их поверхности при контакте с агрессивной средой. Металлы вступают в реакцию с богатой кислородом биологической средой, образуя тонкое защитное окислительное покрытие - обычно толщиной 2-5 нм - которое ограничивает коррозию. Окислительный слой образуется сразу же при воздействии условий in vivo, но не длится вечно. Покрытие может поцарапаться или стереться при контакте с поверхностью. Когда пленка изнашивается, им-плант может выделять ионы металлов и частицы. Наличие этих элементов реализует износ третьего тела, что значительно увеличивает скорость износа. Этот разрушающий процесс, воздействующий на покрытие, и высвобождение ионов металла, и повторное формирование новых покрытий известен как окислительный износ [15].
Частицы износа, присутствующие в импланта-тах пары металл-полиэтилен, находятся в диапазоне размеров, необходимых для фагоцитоза макрофагами, который считается причиной асептического расшатывания [16]. С другой стороны, частицы, генерируемые имплантатами из пары металл-металл, относятся к нанометровому масштабу, что снижает реакцию макрофагов. Тем не менее, распределение этих частиц в организме может иметь различные биологические эффекты и могут проявлять цитотоксичность, быть причиной гиперчувствительности и, в конечном итоге, канцерогенеза.
Износ двусторонне жестких суставов, таких как протезы металл-металлической пары, проходит в два этапа. Поднятие основания в период износа возникает в течение первого миллиона циклов или первого года in vivo. После этого происходит более низкий период установившегося износа, поскольку поверхности подшипников подвергаются самополирующему действию металлических частиц износа, которые могут действовать как твердофазная смазка. Исследования in vitro, проводимые симуляторами тазобедренного сустава, обычно показывают, что скорость износа в установив-
шемся режиме ниже, чем онаруживается in vivo. Износ протестированных металл-металлических протезов, 1 мм 3 / миллион циклов, намного ниже, чем у более распространенных подшипников из полиэтилен-металлической пары, 30-100 мм3/ миллион циклов [17].
В тазобедренном суставе человека износ можно обозначить как износ, вызванный возвратно-поступательным движением, поскольку площадь контакта меньше длины хода пути износа. Кроме того, пути износа на возвратно-поступательном участке цикла не лежат на одних и тех же геометрических линиях, что приводит к износу при скольжении. Следовательно, все процессы износа - адгезия, истирание, поверхностная усталость и трибохимические реакции - могут присутствовать одновременно [18].
5.3. Износ керамики
Имплантаты керамико-керамической трибопа-ры имеют более длительный срок службы, чем им-плантаты с другими комбинациями, из-за их очень низкой скорости износа. Тем не менее керамика -хрупкий материал, и при неблагоприятных обстоятельствах он подвержен возникновению трещин. Вероятность разрушения мала, но все же есть.
Результаты протестировнных различных керамические конфигураций, то есть чистого оксида алюминия в сравнении с композитом из оксида алюминия показали, что скорость износа чистого оксида алюминия была ниже, чем у композитов из оксида алюминия. Тем не менее, при уровне достоверности 95% статистически значимых различий между характеристиками износа этих материалов не наблюдалось. В разных работах Аф-фатато и его сотрудники [5] провели испытания на износ, чтобы сравнить трибо-поведение керамических компонентов разных размеров. Две разные партии оксида алюминия Biolox ® Forte (28 мм против 36 мм) были протестированы на имитаторе тазобедренного сустава под телячьей сывороткой в течение пяти миллионов циклов. Они обнаружили, что размер Biolox ® forte 36 мм показал меньшую потерю веса, чем размер Biolox ® Forte 28 мм.
6. Обсуждение и выводы
С момента первой попытки эндопротезирова-ние изменилось как с точки зрения материалов, так и с точки зрения конструкции. После первой экспериментальной фазы, которая сопровождалась множеством неудач, СВМПЭ был признан наиболее распространенным материалом для использования в качестве вертлужного компонента. Появление CoCrMo на некоторое время дестабилизировало его превосходство, но их комбинация привела к отличному спариванию. Керамика - это новейший материал, представленный в области ортопедии, обладая наилучшими трибологически-ми характеристиками, она быстро достигли большого успеха. Желание усовершенствовать существовавшие импланты подтолкнуло многих исследователей к изучению различных комбинаций
сэ о
о Л
о
о
сз
о e
материалов и внесению некоторых вариаций в их характеристики. Последние композиты, реализованные на керамической матрице, являются наиболее удачными.
Новые концепции имплантатов, такие как шлифовка бедра и укороченные бесцементные ножки бедра, сегодня в основном используются в Европе и могут также повлиять на будущее артропла-стики бедра. В настоящее время на рынке имеется много моделей протезов и мало научных доказательств хорошего методологического качества, поддерживающих использование большинства из них. В этих условиях многие страны внедряют регистры для постмаркетингового наблюдения с целью сбора данных о совместных протезных характеристиках. Реестры могут составляться на международном, национальном или региональном уровне, а также на местном уровне, например, в больницах. С помощью регистров можно оценить эффективность имплантата, срок его службы и характеристики для лечения конкретных случаев. Таким образом, регистр может повлиять на выбор хирурга в пользу лучшего типа протеза и оперативной техники.
Будущее тотального эндопротезирования тазобедренного сустава следует рассматривать как расходящуюся тенденцию для развитых и развивающихся стран. Достижения в области технологий, улучшенные материалы и лучшее понимание естественных реакций тканей, безусловно, приведут к прорыву в выборе имплантатов. Из-за старения населения в последние годы увеличилось количество операций по замене суставов. Следовательно, растет и количество ревизионных операций, так как продолжительность жизни пациентов больше, чем продолжительность жизни протезов.
В настоящее время усиленно ведутся исследования материалов и готовых конструкций протезов, призванных в конечном итоге улучшить качество жизни пациента.
A REVIEW OF MATERIALS FOR MANUFACTURING HIP ENDOPROSTHESES
Nekisheva A.A., Abdulazizov B.D., Peshekhodko D.I.
Far Eastern Federal University
Replacement surgery of hip joint consists of the substitution of the joint with an implant able to recreate the articulation functionality. This article aims to review the current state of the art of the biomaterials used for hip implants. Hip implants can be realized with different combination of materials, such as metals, ceramics and polymers. In this review, we analyze, from international literature, the specific characteristics required for biomaterials used in hip joint arthroplasty, i.e., being biocompatible, resisting heavy stress, opposing low frictional forces to sliding and having a low wear rate. A commentary on the evolution and actual existing hip prostheses is proposed. We analyzed the scientific literature, collecting information on the material behavior and the human-body response to it. Particular attention has been given to the tribological behavior of the biomaterials, as friction and wear have been key aspects to improve as hip implants evolve. After more than 50 years of evolution, in term
© of designs and materials, the actual wear rate of the most common
u
E
СЭ CM
о
CM 03
implants is low, allowing us to sensibly reduce the risk related to the
widespread debris distribution in the human body.
Keywords: biomaterials; ceramic; friction; hip; implants; polyethylene; prosthesis; wear.
References
1. Aherwar, A.; Singh, A.K.; Patnaik, A. Current and future bio-compatibility aspects of biomaterials for hip prosthesis. AIMS Bioeng. 2015, 3, 23-43.
2. Affatato, S. Perspectives in Total Hip Arthroplasty: Advances in Biomaterials and Their Tribological Interactions; Affatato, S., Ed.; Elsevier Science: Amsterdam, The Netherlands, 2014; ISBN 1782420398.
3. Pramanik, S.; Agarwal, A.K.; Rai, K.N. Chronology of Total Hip Joint Replacement and Materials Development. Trends Biomater. Artif. Organs 2005, 19, 15-26.
4. Zivic, F.; Affatato, S.; Trajanovic, M.; Schnabelrauch, M.; Grujo-vic, N. Biomaterials in Clinical Practice: Advances in Clinical Research and Medical Devices; Springer: Berlin, Germany, 2018; ISBN 3319680250.
5. Affatato, S.; Spinelli, M.; Squarzoni, S.; Traina, F.; Toni, A. Mixing and matching in ceramic-on-metal hip arthroplasty: an in-vit-ro hip simulator study. J. Biomech. 2009, 42, 2439-2446.
6. Morrison, J.C.; Ward, D.; Bierbaum, B.E.; Nairus, J.; Kuesis, D. Ceramic-on-ceramic bearings in total hip arthroplasty. Clin. Orthop. Relat. Res. 2002, 405, 158-163.
7. Orishimo, K.F.; Claus, A.M.; Sychterz, C.J.; Engh, C.A. Relationship between polyethylene wear and osteolysis in hips with a second-generation porous-coated cementless cup after seven years of follow-up. J. Bone Joint Surg. Am. 2003, 85-A, 10951099.
8. Muratoglu, O.K.; Wannomae, K.K.; Rowell, S.L.; Micheli, B.R.; Malchau, H. Ex Vivo Stability Loss of Irradiated and Melted Ultra-High Molecular Weight Polyethylene. JBJS 2010, 92, 2809-2816.
9. Reinitz, S.D.; Currier, B.H.; Levine, R.A.; Van Citters, D.W. Crosslink density, oxidation and chain scission in retrieved, highly cross-linked UHMWPE tibial bearings. Biomaterials 2014, 35, 4436-4440.
10. Wang, A.; Lin, R.; Polineni, V.K.; Essner, A.; Stark, C.; Dumb-leton, J.H. Carbon fiber reinforced polyether ether ketone composite as a bearing surface for total hip replacement. Tribol. Int. 1998, 31, 661-667.
11. Kelly, J.R.; Denry, I. Stabilized zirconia as a structural ceramic: An overview. Dent. Mater. 2008, 24, 289-298.
12. Muratoglu, O.K.; Bragdon, C.R.; O'Connor, D.O.; Skehan, H.; Delany, J.; Jasty, M.; Harris, W.H. The Effect Of Temperature On Radiation Crosslinking Of Uhmwpe For Use In Total Hip Ar-throplasty. In 46th Annual Meeting; Orthopaedic Research Society: Orlando, FL, USA, 2000.
13. Lewis, G. Polyethylene wear in total hip and knee arthroplasties. J. Biomed. Mater. Res. 1997, 38, 55-75.
14. Landolt, D.; Mischler, S.; Stemp, M. Electrochemical methods in tribocorrosion: A critical appraisal. Electrochim. Acta 2001, 46, 3913-3929.
15. Butler, M.F.; Donald, A.M.; Ryan, A.J. Time resolved simultaneous small- and wide-angle x-ray scattering during polyethylene deformation-II. Cold drawing of linear polyethylene. Poly-mer1 1998, 39, 781-792.
16. Suner, S.; Tipper, J.L.; Emami, N. Biological effects of wear particles generated in total joint replacements: trends and future prospects. Tribol. Mater. Surfaces Interfaces 2012, 6, 39-52.
17. Fisher, J.; Hu, X.Q.; Stewart, T.D.; Williams, S.; Tipper, J.L.; Ingham, E.; Stone, M.H.; Davies, C.; Hatto, P.; Bolton, J.; Riley, M.; Hardaker, C.; Isaac, G.H.; Berry, G. Wear of surface engineered metal-on-metal hip prostheses. J. Mater. Sci. Mater. Med. 2004, 15, 225-235.
18. StanDIN 50320 Wear; Terms, Systematic Analysis of Wear Processes, Classification of Wear Phenomenadards; Beuth-Verlag: Berlin, Germany, 1979.
