CC BY
67
нагрузок на позвоночный столб. Для практического использования данного устройства в медицинской, реабилитационной и тренировочной практике разработана и официально утверждена в Министерстве здравоохранения Республики Беларусь инструкция по применению (№67-0605).
ЛИТЕРАТУРА
1. Антиперович Ф.С. Аппарат Дюкроке и методика его применения для активного вытяжения позвоночника при сколиозе // Здравоохранение Белоруссии. — 1961. — № 5. — С. 53-55.
2. Дибижев А.Г., Маннанов С. Лечебная физкультура при начальных степенях сколиотической болезни. — М.: Медицина, 1986. — 43 с.
3. Зуев В.И. Волшебная сила растяжки // Советский спорт. — 1990. — 64 с.
4. Кашин А.Д. Сколиоз и нарушение осанки (лечебная физкультура в системе медицинской реабилитации): учебно-методическое пособие для врачей и инструкторов лечебной физкультуры. — Мн.: НМЦентр, 1998. — 240 с.
5. Мошков В.Н. Активная коррекция деформаций позвоночника и плоскостопия у детей и подростков. — М.: Медгиз, 1949. — 248 с.
6. Рубцова А.Д. Лечебная физкультура при расстройствах осанки и сколиозах у школьников: учебно-практическое и наглядное пособие для врачей и методистов по лечебной физкультуре. — М.: Медгиз, 1955. — 199 с.
7. Тесаков Д. К. Подготовка позвоночника в предоперационном периоде у больных с хирургическими формами диспластического (идиопатическо-го) сколиоза. // Актуальные вопросы травматологии
и ортопедии. Материалы науч.-практ. конф. — Мн., 2000. — С. 257-263.
8. Физическая реабилитация. Учебник для студентов высших учебных заведений / Под ред. С.Н. Попова). — Ростов н/Д.: Феникс, 2004. — 603 с.
9. Шатохин В.Д., Колчин Д.В., Колесов В.В. Ранняя диагностика и консервативное лечение сколиоза у детей: Пособие для врачей. — Тольятти, 2005. — 183 с.
10. Шевченко С.Д. Предоперационная подготовка, методика и техника операции заднего спон-дилодеза при сколиозе с применением дистрактора типа Харрингтона // Ортоп., травматол. и протезир. — 1978. — № 12. — С. 7-14.
11. Cotrel Y. Traction in the treatment of vertebral deformity // J. Bone Jt. Surg. — 1975. — № 57. — Р. 260-266.
12. Przybylski J., Lukaniec T., Rogala Z. Przygo-tovanie przedoperacyjne dzieci ze scolioza. // Metoda Cotrel-Dubousset w operacyjnym leczeniu scolioz. — Lublin: Folium, 1994. — Р. 67-70.
13. Sastre Fernández S. Método de tratamiento de las escoliosis, cifosis y lordosis. — Barcelona: Univer-sitat de Barcelona, 1995. — 96 p.
14. Tessakov D.K. Preoperative preparation of the spine in patients with surgical forms of idiopathic sco-liosis // European spinal resonans. — 2001. — № 28. — Р. 1083-1089.
15. Wullstein L. Die Skoliose in ihrer Behandlung und Entstehung nach klinischen und experimentellen Studien. — Stuttgard, 1902.
16. Zarzycki D., Tesiorowski M., Bakalarek B., Zarzycka M. Wyciag czaszkowo-udowy w leczeniu operacyjnym scolioz idiopatycznych // Chir. Narz. Ruchu Ortop. Pol. — 1992. — № 57. — Р. 156-157.
Поступила 14.11.2005
УДК 617.58:616.72:539.62
ТРИБОЛОГИЯ ИСКУССТВЕННЫХ СУСТАВОВ
В.И. Николаев Гомельский государственный медицинский университет
Дан обзор номенклатуры материалов, из которых изготавливают подвижные сочленения эндопротезов суставов. Приведены статистические данные по изнашиванию материалов эндопротезов in vivo. Уделено внимание изнашиванию сверхвысокомолекулярного полиэтилена как основного полимерного материала трения эндопротезов суставов. Сделано заключение, что механизмы изнашивания имплантированных эндопротезов существенно отличаются от механизмов функционирования естественных суставов. Изнашивание эндопротезов in vivo происходит в более жестких условиях, чем при испытаниях на стендах.
Ключевые слова: эндопротез сустава, металлокерамика, полимеры, трение, смазка, изнашивание.
ARTIFICIAL JOINTS TRIBOLOGY V.I. Nikolaev Gomel State Medical University
The article reviews material used for production of movable joints endoprostheses. Statistical data on deterioration of endoprosthetic materials in vivo are presented. The paper emphasizes on the deterioration of superhigh-polymeric polyethylene as of the basic polymer friction material in joints endoprostheses. It has been concluded that mechanisms of implants deterioration greatly differ from the mechanisms of functioning of natural joints. Endoprostheses deterioration in vivo happens in more severe conditions than those at stand tests.
Key words: joint endoprosthesis, metalloceramics, polymers, friction, lubrication, deterioration.
Изнашивание эндопротезов и инициируемые частицами износа воспалительные реакции тканей являются сегодня основными проблемами эндопротезирования суставов. Именно частицы износа, их миграция по границе раздела «кость-имплантат» и клеточная реакция на них обусловливают асептическую нестабильность эндопротезов. Под влиянием возрастающего давления юридических аспектов эндопротезирования на медицинскую практику растет уровень требований к качеству имплантатов. Увеличение количества молодых пациентов, ведущих активный образ жизни, обусловливает необходимость повышения трибологического ресурса эндопротезов. Ниже рассмотрены факторы, влияющие на изнашивание имплантированных эндопротезов суставов.
Смазка искусственных суставов происходит по принципиально иным механизмам и значительно менее эффективна, чем смазка синовиальных суставов.
Пары трения эндопротезов традиционно изготавливают из конструкционных жестких и непористых материалов, не позволяющих реализовать биофизические механизмы смазки, свойственные хрящу. В используемых сегодня эндопротезах невозможно регулировать электрический потенциал поверхностей трения. Вследствие этого остаются невостребованными уникальные трибологические свойства синовиальной жидкости (СЖ) и не работает механизм смазки синовиальных суставов. Отсутствие в традиционных конструкциях эндопротезов источников электрического и магнитного полей, моделирующих естественное биофизическое поле сустава, не позволяет реализовать механизмы низкого трения, связанные с оптимизацией структуры и триболо-гическими характеристиками жидкокристал-
лической составляющей СЖ [1]. Нагрузки и скорости скольжения. характерные для суставов человека, обусловливают недостаточное смазывание эндопротезов СЖ. В лучшем случае имплантированные эндопротезы работают в режиме, соответствующем области смешанной смазки на диаграмме Герси-Штрибека — зависимости коэффициента трения от безразмерного нагрузочного параметра. Это значит, что гидродинамический эффект смазывания имеет место лишь на малых участках поверхности трения. На значительно большей остальной ее площади соприкосновение микронеровностей происходит без смазочной прослойки или они разделены столь тонкой (доли мкм) пленкой СЖ, что ее вязкость практически не влияет на трение.
В работе [9] приведены результаты расчетов методом конечных элементов толщины смазочной пленки СЖ в естественных и искусственных суставах (рис.1). Видно, что в здоровом тазобедренном суставе толщина пленки СЖ составляет в среднем 2 мкм, в артрозном — она уменьшается до 0,5-1,0 мкм, а в эндопротезе тазобедренного сустава с парой трения «СВМПЭ-металл» смазочная пленка еще тоньше — 0,2-0,5 мкм. В эндопротезах с парами трения «металл-металл» и «керамика-керамика» расчетные значения толщины синовиальной пленки не превышают 0,1 мм. Таким образом, трибологическое состояние имплантированных эндопротезов, в лучшем случае, подобно артрозному суставу.
Сочетание материалов трения в эндо-протеэах суставов обосновано многолетним мировым опытом эндопротезирования. В таблице 1 представлены данные о трибологи-ческой эффективности технических материалов, используемых в ортопедии [15].
Рис. 1. Кинетическая зависимость толщины смазочной пленки синовиальной жидкости во время ходьбы
1 — здоровый сустав, 2 — артрозный, 3 — эндопротез «СВМПЭ-металл»
Таблица 1
Применение пар трения в эндопротезах тазобедренного сустава [15]
Материал головки Материал чашки
П олимеры Металл Керамика
ПТФЭ СВМПЭ ТФХЭ ПОМ ПЭТФ CoCrMo AI2O3
FeCrNiMo X ++ X • • — —
FeCrNiMoNbN • ++ — • • — —
CoCrMo • ++ X X X ++ —
TiAlV • X X — — — —
AI2O3 • ++ • • • — ++
ZrÜ2 • + • • • — —
Примечание: «++» — многолетнее клиническое использование; «+» — клиническая апробация; «-» — непригодно по техническим причинам; «х» — клинически непригодно; «•» — не исследовалось. ПТФЭ — политетрафторэтилен; СВМПЭ — сверхвысокомолекулярный полиэтилен; ТФХЭ — трифторхлорэтилен; ПОМ — полиоксиэтилен.
Один из лучших антифрикционных материалов — ПТФЭ образует продукты изнашивания, вызывающие воспалительную реакцию мягких тканей и осложнения в отдаленные сроки после эндопротезирова-ния. После того, как это было установлено в парах трения с нержавеющей сталью, дальнейшие клинические эксперименты с ПТФЭ прекратились. До сих пор не потеряла актуальности предложенная Дж. Чан-ли традиционная пара трения эндопротезов «СВМПЭ-СоСгМо». СВМПЭ прекрасно работает в парах с керамикой (скорость изнашивания in vivo 0,05-0,13 мм/год [15]) и со всеми металлическими сплавами, кроме титановых. Последние характеризу-
ются хорошей биосовместимостью, но непригодны для работы в подвижных соединениях эндопротезов. Фрикционное разрушение пассивирующей оксидной пленки титана, происходящее in vivo в биологической жидкости, инициирует коррозионно-механическое изнашивание титановых головок [2]. Продукты изнашивания ТФХЭ имеют те же недостатки, что и ПТФЭ. Биосовместимые ПОМ и применяемый в качестве искусственных сухожилий ПЭТФ, лавсан обладают низкой износостойкостью.
С парами трения «металл-металл» многие ортопеды связывают серьезные надежды на улучшение результатов эндопроте-зирования. В настоящее время клинически
оправдали себя эндопротезы с парами «СоСгМо-СоСгМо», показавшие скорость изнашивания менее десятка мкм в год.
По трибологическим критериям в качестве контртела в парах с А1203-кера-микой целесообразно использовать ее же. Эндопротезы с такими парами трения имеют самую низкую скорость изнашивания из всех анализируемых в таблице пар трения — менее 5 мкм/год. Однако при неправильной установке керамических чашек
эндопротезов зарегистрированы случаи лавинообразного роста износа, приводившего к немедленному отказу эндопротезов [22].
Суммируя многочисленные данные [2, 5, 13-15] об отдаленных результатах эндо-протезирования тазобедренного сустава (большой разброс данных обусловлен различием конструкций эндопротезов), можно считать, что парам трения в ряду, установленному по критерию износостойкости, присущи in vivo скорости изнашивания (рис. 2).
'О
'О
полимер-металл
0.2 *
полимер-керамика
0.1.. ■ Ж
металл-металл
керамика-керамика .__
Пары трения эндопротезов
Рис. 2. Средняя скорость изнашивания in vivo эндопротеза тазобедренного сустава
с различными парами трения
На сегодняшний день основным материалом для изготовления тазовых компонентов эндопротезов тазобедренного сустава является СВМПЭ (ISO 5834/1, ASTM F 603), а для головок бедренного компонента — нержавеющая сталь горячей ковки FeCrNi-MoMn (ISO 5832/1, ASTM F 648), сплав СоСгМо (ISO 5832/4, ASTM F 75) и AI2O3-керамика (ISO 6474, ASTM F 603) [5].
Изнашивание металлических компонентов эндопротезов характеризуют следующие данные.
Износ головок нового поколения, выполненных из нержавеющей стали Fe-CrNiMnMoNbN (ISO 5832/9), сопоставим с износом головок из сплава CoCrMo. Эта сталь хорошо шлифуется, но настолько же легко царапается. При возникновении сложностей, связанных со смещением эн-допротеза во время операции и попаданием в узел трения частиц цемента, а также при «закрытом» вправлении вывихов головке могут быть нанесены непоправимые
повреждения, которые существенно увеличат ее износ. Сплав CoCrMo гораздо более устойчив к механическим повреждениям и абразивному изнашиванию. Производители эндопротезов в Европе, повышая качество поверхности головок из сплава CoCrMo, добились скорости изнашивания работающих совместно с ними вкладышей из СВМПЭ, соизмеримой с аналогичным показателем пары трения «СВМПЭ-Al2Oз керамика».
Трибологические характеристики головок из титана неудовлетворительны и намного уступают показателям простой нержавеющей стали (ISO 5832/1, ASTM F 648). Однако попытки повысить износостойкость головок из титановых сплавов путем упрочнения оксидного слоя методом диффузионного насыщения кислородом или нанесения ал-мазоподобных покрытий из нитрида титана продолжаются. Низкая износостойкость титана и его сплавов стала причиной ограниченного использования этих материалов для изготовления ножек и чашек цементных
эндопротезов. При возникновении микроподвижности между ножкой и ложем частицы цемента царапают тонкую оксидную пленку, придающую титановому имплан-тату химическую инертность [11]. В результате уже через 3-4 года образуется так называемая «титановая гранулема».
Проводятся исследования по использованию металлического циркония как материала головок. Недостатки циркония — трудность обработки, высокая цена сырья, неизученность биосовместимости, а также присущая
цирконию остаточная радиация — компенсируются его высокой износостойкостью.
С целью улучшения смазки синовиальной жидкостью и снижения износа эн-допротезов на поверхности металлических головок с помощью алмазной иглы формируют канавки, образующие регулярный микрорельеф (рис. 3). Это улучшает смачивание головки и снижает момент трения металлической головки в паре с чашкой из СВМПЭ при испытаниях на имитаторе на 25-35% [10].
Рис. 3. Узел трения тотального эндопротеза тазобедренного сустава с микрорельефом на металлической головке [10] 1 — ножка, 2 — головка, 3 — чашка из СВМПЭ
Ряд ведущих европейских ортопедов — профессора Вебер (ВО. Weber), Вагнер (H. Wagner), Кац (R. Kotz) и Цваймюллер (K. Zweymuller) — связывают надежды на улучшение отдаленных результатов эндо-протезирования суставов с парой трения « металл-металл», считая такие эндопроте-зы имплантатом выбора для молодых и активных пациентов. Цваймюллер с сотрудниками в 1999 г. методом плазменной ионной спектрометрии определил концентрацию хрома и кобальта в сыворотке крови пациентов после имплантации им эндопро-тезов с парой трения «CoCrMo-CoCrMo». Экспоненциальное снижение содержания элементов в сыворотке зависит от времени, прошедшего после операции, и качества эндопротеза. Можно представить, что на-
копление в организме ионов хрома и кобальта соответствует периоду приработки эндопротезов, в процессе которой устанавливается равновесная шероховатость поверхностей трения, а работающий узел трения из режима интенсивного изнашивания переходит в стационарное состояние. В периоде приработки компенсаторные возможности организма и пропускная способность периартикулярной лимфосистемы значительно уступают производительности узла трения эндопротеза как генератора продуктов изнашивания. После выхода узла трения на стационарный режим работы с практически постоянной и невысокой скоростью изнашивания способность макрофагов утилизировать продукты изнашивания и возможности лимфосистемы выводить их из орга-
низма становятся преобладающими факторами. Содержание элементов в сыворотке стабилизируется или экспоненциально снижается. Уровень снижения зависит от качества эндопротезов, производство которых в разных фирмах отличается по критериям технологичности и прецизионности.
О рекордной для эндопротезов с парами трения «металл-металл» износостойкости сообщается в работе [4]. Чашка и головка эндопротезов тазобедренного сустава, выпускаемых компанией Mathys Medical Ltd, изготовлены из кованого сплава CoCrMo c высоким (более 0,2%) содержанием углерода и имеют высокое качество поверхностей трения. Испытания эндопротезов были проведены совместно Лабораторией независимых ортопедических ис-
следований в Лос-Анжелесе (США) и Ортопедическим фондом проф. Р. Матиса в Беттлахе (Швейцария). Исходя из того, что тазобедренный сустав испытывает in vivo 1 млн. циклов нагружения в год, было установлено, что скорость изнашивания эндо-протезов Mathys составляет всего 2 мкм/год.
Изнашивание СВМПЭ является актуальной проблемой трибологии искусственных суставов, поскольку подавляющее большинство имплантируемых в мире эн-допротезов содержат детали трения из СВМПЭ (рис.4) [3]. Это объясняется тем, что металлополимерные эндопротезы имеют сравнительно небольшую цену, низкий коэффициент трения, технологичны при изготовлении, хорошо демпфируют ударные нагрузки и прирабатываются.
Рис. 4. Объемы использования эндопротезов тазобедренного сустава в зависимости от сочетания материалов в паре трения эндопротезов
Английский триболог Д. Доусон с сотрудниками установил, что изнашивание СВМПЭ в паре с гладким металлическим контртелом (средняя высота микронеровностей Ra<0,02 мкм) происходит in vivo по усталостному механизму (рис.5). На этапе приработки первыми вступают в контакт с контртелом и изнашиваются микровыступы на поверхности трения полимерной детали. Под образующимися при трении микроучастками касания в полимерной детали концентрируются напряжения. Спустя некоторое время в зонах концентрации напряжений на глубине 10-40 мкм от поверхности трения в полимерной детали образуются микротрещины. При динамическом нагружении искусственного сустава происходит рост подповерхностных трещин, приводящий к откалыванию микронеровностей и значительному повреждению поверхности трения. Поэтому скорость изнашивания эндопротезов in vivo на два и более порядка выше скорости изна-
шивания, регистрируемой при лабораторных испытаниях пар «СВМПЭ-металл» по схеме палец диск при аналогичной постоянной нагрузке [7].
В работе [29] приведены триботехниче-ские характеристики эндопротезов Чанли — лучших на сегодняшний день эндопроте-зов тазобедренного сустава с парой трения «СВМПЭ-металл». Испытания на имитаторе показали, что коэффициент трения новых эн-допротезов при трении без смазки составил 1=0,11+0,025, а при смазке жидкой средой с вязкостью л = 0,01 Пас - | = 0,04+0,001. Распределение | для совокупности испытанных новых эндопротезов — Гауссово, а для эндопротезов, отработавших in vivo и извлеченных при ревизионных операциях, Гауссова кривая искажена из-за увеличения количества эндопротезов с повышенным трением. При трении без смазки 30% извлеченных эндопротезов показали ц > 0,16, а при трении со смазкой 39% эндопротезов имели ц < 0,07.
Разработана технология модифицирования СВМПЭ путем облучения потоком электронов [12]. Такая обработка обусловливает образование поперечных связей между макромолекулами и повышение износостойкости нового материала, получившего название WIAM. Он был подвергнут фрикционным испытаниям на имитаторе тазобедренного сустава с базой знакопеременных напряжений 20 млн. циклов. В процессе этих испытаний продукты изнашивания не были обнаружены, хотя преемник Дж. Чанли Вруб-левски (В.М. Wroblewski) зарегистрировал скорость изнашивания нового материала in vivo (срок наблюдения от 10 до 12 лет) лишь немного меньшую, чем обычного СВМПЭ в паре с керамической головкой.
Последним словом в разработке альтернативных полимерных материалов трения для эндопротезов является полиэфи-рэфиркетон (PEEK), армированный угле-волокном. В процессе испытаний на ими-
I 200 мкм i
10-40Т мкм X в V
О
Рис. 5. Механизм изнашивания СВМПЭ в имплантированных эндопротезах суставов: а — начало контактирования; б — нагружение пары трения и изнашивание микровыступов; в — начальная фаза разрушения СВМПЭ
1 — полимер, 2 — металл, 3 — зона концентрации напряжений, 4 — трещина
М, Нм
4
2
0
1 2 Р, кН
Рис. 6. Зависимость момента трения (М) в парах чашка-головка от нагрузки (Р):
1, 3 — пара трения БЮЬОХ®/ БЮЬОХ®; 2, 4 — БЮЬОХ®/СВМПЭ. 1, 2 — трение без смазки, 3, 4 — трение в растворе Рингера при 37°С
таторе чашек из такого материала в паре с керамической головкой зарегистрирован износ в 30 раз меньший, чем у пар «СВМПЭ-керамика» [5]. Достоинствами PEEK являются высокая степень биосовместимости и уникальная для полимеров химическая стабильность, благодаря которой он практически не подвержен старению в биологических средах. Однако высокая жесткость PEEK снижает демпфирование эндопротезом ударных нагрузок, что ускоряет механическое расшатывание компонентов эндопротезов.
Изнашивание керамических компонентов эндопротезов происходит с достаточно малой скоростью (1-5 мкм/год). Продукты изнашивания А1203-керамики биоинертны и на них не развивается клеточная реакция.
На рисунке 6 представлены графики, иллюстрирующие триботехнические характеристики узлов трения эндопротезов, содержащих детали из керамики.
4
2
Видно, что высокий момент трения эн-допротезов в отсутствии смазки (~5 Нм) значительно снижается (0,5-0,8 Нм) при трении в растворе Рингера, имитирующем физиологическую среду организма. Характерно, что при трении без смазки температура пары увеличивается до 40°C в результате выделения теплоты трения. В растворе Рингера — глюкозно-солевом водном растворе, нагретом до температуры тела человека, когда трение происходит в режиме смешанной смазки, пара «керамика-керамика» превосходит пару «керамика-СВМПЭ» по критерию низкого трения.
Благодаря усовершенствованию технологии, лидеры в производстве А1203-кера-мики смогли снизить скорость изнашивания эндопротезов с парой «керамика-керамика» до 10-20 мкм/год [5]. Это идентично изнашиванию головок из циркониевой керамики, промышленное производство которых является сложным и дорогостоящим процессом. По величине разрушающего напряжения 2г02-керамика превосходит А1203-керамику в 2 и более раза, что обеспечивает надежную работу головок малого диаметра (22 мм). Однако пара «Zr02-Zr02» имеет плохие триботехнические показатели и дает очень большое количество частиц износа. Лучшие фирмы, выпускающие головки с высоким качеством поверхности, — CeramTek (Германия), Saphirwerk Industrieprodukte (Швейцария), Ceraver 0stea1 (Франция), Мatroc (Англия) — в начале ХХ века снизили цены на головки из А1203-керамики до уровня кобальт-хромовых головок.
К сожалению, негативный опыт применения керамических головок, изготовленных в странах СНГ, особенно случаи их разрушения при установке и эксплуатации эндопротезов, оттолкнули отечественных ортопедов от керамики вообще. Керамические головки российского производства имеют качество поверхности 5-го класса, их структура неоднородна, пориста и по многим показателям не соответствует стандарту IS0 6474, что обусловливает их интенсивный износ.
Приведенные данные свидетельствуют, что работа имплантированных эндопроте-зов в биологической среде организма существенно отличается от функционирования естественных суставов и происходит в более жестких условиях трения, чем на
стендах, имитирующих условия in vivo. Это является предметом беспокойства ортопедов и стимулом для улучшения триболо-гических параметров эндопротезов суставов.
ЛИТЕРАТУРА
1. Ермаков С.Ф., Родненков В.Г., Белоенко Е.Д., Купчинов Б.И. Жидкие кристаллы в технике и медицине. — Мн.-М, 2002. — 412 с.
2. Загородний Н.В., Ильин А А., Карпов В.Н., На-деждин АМ., Скворцова С.В., Сергеев С.В., Плющев А А., Гаврюшенко Н.С. Титановые сплавы в эндопротези-ровании тазобедренного сустава // Вестник травматологии и ортопедии им. Н.Н. Приорова. — 2000. — № 2. — С. 73-75.
3. Кадолич Ж.В. Физическое модифицирование сопряжений полимер-металл для повышения их износостойкости на основе моделирования биофизических свойств естественных суставов. — Дис. ... канд. тех. наук. — Гомель, 2002.
4. RM — чашка металл/металл // Margo Anterior. — 2000. — № 4. — С. 5.
5. Фокин В, А. Пары трения для тотальных эн-допротезов тазобедренного сустава и проблема износа // Margo Anterior. — 2000. — № 4. — С. 1-4.
6. Blomer W. Design aspects of modular inlay fixation // In: Performance of the wear couple BIOLOX forte in hip arthroplasty. — Proc. 2-nd Symp. on Ceramic Wear Couple, Stuttgart. — Verlag, 1997. — Р. 95-104.
7. Cooper J.R., Dowson D., Fisher J. Macroscopic and microscopic wear mechanisms in ultra-high molecular weight polyethylene // Wear. — 1993. — Vol. 162-164. — Р. 378-384.
8. Hall R.M., Unsworth A., Wroblewski B.M., Burgess I.C. Frictional characterization of explanted Charnley hip prostheses // Wear. — 1994. — Vol. 175. — Р. 159-166.
9. Rnoll J. Analyse von druckverteilung und schmierfilmbildung im kunstlichen huftgelenk // Schmiertechnik und Tribologie. — 1978. — Vol. 25. — № 2. — Р. 43-46.
10. Levitin M. Friction reduction in hip implants treated with regular microrelief // Haifa: Regmi-Tech. — 1997. — 12 p.
11. Mc Kellor H.A., Sarmiento A., Schwinn C.P., Ebramzaden E. In vivo wear of titanium — alloy hip prostheses // J. of Bone and Joint Surgery. — 1990. — Vol. 72. — № 4. — Р. 512-517.
12. Patent 6242507 USA. Process for medical implant cross — linked ultrahigh molecular weight polyethylene having improved balance of wear properties and oxidation resistance / Saum K.A., Sanford W.M., DiMao W.G., Howard E.G. IPC C 08 J 3/28. — 2001.
13. Plitz W., Hoss H.U. Untersuchungen zum ver-schleibmechanismus bei revidierten huftendoprothesen
mit gleitflachen aus Al2O3-keramic // Biomed. Tech. — 1980. — Vol. 25 — P. 165-168.
14. Streicher R.M. Tribologie künstlicher gelenke // In: Endoprothetik / Ed. by E.W. Morscher/ — Berlin-
Springer, 1995. — P. 38-53.
15. Zichner L.P., Willert H.G. Comparison of alumina-polyethylene and metal-polyethylene in clinical trials // Clin. Orthop. — 1992. — Vol. 282. — P. 86-94.
Поступила 17.11.2005
УДК 577.152.1.03:577.112.4:577.217:543.42
ПРЕИМУЩЕСТВА ПЕРИПЛАЗМАТИЧЕСКОЙ ЭКСПРЕССИИ И «КАССЕТНОГО» МУТАГЕНЕЗА В ТЕХНОЛОГИИ РЕКОМБИНАНТНЫХ БЕЛКОВ
Ю.Г. Походня, Т.А. Скрягина, А.Г. Лапко Международный государственный экологический университет им А.Д. Сахарова
Гомогенные, биологически активные фармакологические препараты могут быть получены практически в неограниченных количествах биотехнологическими методами. Технология получения рекомбинантных белков постоянно совершенствуется по направлениям повышения уровня экспрессии и сокращения стадий очистки протеина. Предложен метод однастадийного клонирования рекомбинантного И1в-Та§ фьюжен адренодоксина с сохранением преимуществ вектора для периплазматической его экспрессии. Подобрана система детергентов для эффективного лизиса бактериальных клеток.
Ключевые слова: адренодоксин, клонирование, периплазматическая экспрессия, смесь детергентов, аффинная хроматография.
ADVANTAGES OF PERIPLASMATIC EXPRESSION AND «CASSETTE» MUTAGENESIS OF RECOMBINANT PROTEINS TECHNOLOGY
Y.G. Pohodnya, T.A. Skrahina, A.G. Lapko International Sakharov Environmental University
Biotechnology methods allow getting homogenous biologically active preparations in virtually unlimited quantities. Recombinant protein purification technology is being constantly improved to increase expression level and minimization of number of protein purification stages. This paper introduces the new method of one-stage recombinant His-Tag fusion adrenodoxin cloning. It keeps all vector advantages for its periplasmatic expression. In this issue, optimized detergents system for effective lysis of bacteria cells has been described.
Key words: adrenodoxin, cloning, periplasmatic expreccion, detergent mixture, affinity Tag technologies.
Основными направлениями в развитии технологии получения рекомбинантных белков остаются поиск оптимальных условий экспрессии и совершенствование методов выделения протеинов. В качестве примера перспективных решений в этой области может служить использование аффинной хроматографии, специфической для каждого типа Tag фьюжен белков, в частности, металл-хелатной хроматографии, основанной на связывании His-Tag фьюжен протеинов с двухвалентными катионами металлов, иммобилизованными на
твердой матрице. Коммерческие векторные системы, позволяющие модифицировать нуклеотидную последовательность кДНК экспансией тринуклеотидов, ответственных за синтез шести и более гистидинов, необходимых для применения металл-хелатной хроматографии, как правило, сконструированы для цитоплазматической экспрессии, которая в ряде случаев приводит к резкому снижению выхода протеина из-за его протеолиза. В таких случаях деградацию рекомбинантного белка можно значительно уменьшить, если выбрать век-
