Материал, используемый в эндопротезах

Поковочные сплавы перерабатывают в изделия прокаткой, ковкой, штамповкой и волочением.

Кованые изделия из кобальтовых сплавов превосходят литые по прочности и вязкости. Аналогичная закономерность характерна и для сплавов на основе железа. Нержавеющая сталь подвержена коррозии (межкристаллитная и питтинговая), если пассивирующая пленка на поверхности имплантата растворилась или растрескалась под действием циклических нагрузок. Чтобы не создавать концентраторы напряжения в пассивирующей пленке, не применяют стальные имплантаты с грубо обработанной или пористой поверхностью.

Титановые сплавы сочетают высокие прочность и вязкость с коррозионной стойкостью. При экспозиции на воздухе и в контакте с живыми тканями на титановых имплантатах образуется оксидная пленка. Титановые сплавы, в отличие от сплавов на основе кобальта и нержавеющих сталей, очень чувствительны к фреттинг-коррозии (возникает при колебательном перемещении сопряженных элементов в коррозионной среде). Поэтому на поверхности титановых имплантатов часто образуются задиры, а контактирующие с ними ткани обесцвечиваются. С целью повышения износостойкости детали из титановых сплавов подвергают азотированию или ионной имплантации азотом.

ПОЛИМЕРЫ

К настоящему времени ортопедия накопила опыт применения в эндопротезах суставов практически всех конструкционных полимерных материалов, которыми располагает техника [1, 4, 5]. Одни из них (полиамиды, полистиролы, поливинилхлориды) недостаточно отвечают критериям биосовместимости из-за миграции в контактирующие с имплантатом ткани технологических добавок (пластификаторов, низкомолекулярных компонентов, стабилизаторов и др.). Вторая группа пластиков, признанных биосовместимыми (большинство полиолефинов, фторопласты, силиконовые полимеры) не пригодна для использования в узлах трения эндопротезов из-за низкой износостойкости или неблагоприятного (проявляющегося в разные сроки) влияния на организм продуктов их изнашивания. На рубеже ХХ и ХХI веков в эндопротезах суставов нашли постоянное применение только три типа полимеров: сверхвысокомолекулярный полиэтилен (СВМПЭ), полиметилметакрилат (ПММА) и силиконовая резина. СВМПЭ, который предложил использовать в эндопротезах еще Дж. Чанли, до сих пор остается непревзойденным материалом трения в парах с металлами и керамикой из-за in vivo присущих этому материалу износостойкости, инертности продуктов изнашивания, низкого коэффициента трения и свойства самосмазывания. ПММА, являющийся основой костного цемента, также был впервые применен Чанли при эндопротезировании суставов. Из силиконовых эластомеров изготавливают имплантаты в виде гибких стержней, выполняющих функции мелких суставов на пальцах рук и ног.

Сверхвысокомолекулярный полиэтилен получают путем полимеризации мономеров этилена по специальной технологии [4]. Рост длины молекулярных цепей при полимеризации может сопровождаться их ветвлением с образованием боковых звеньев. Полиэтилены низкой плотности (молекулярная масса 30000-40000) имеют много боковых звеньев, и соответственно, значительный свободный объем. Полиэтилены высокой плотности (50000-600000) и СВМПЭ (молекулярная масса 3000000 и выше) имеют очень мало боковых звеньев.

Полиметилметакрилат составляет основу ортопедического костного цемента.

В клиники его поставляют в виде порошкообразного и жидкого компонентов (2:1 по массе), которые смешивают для приготовления цементной пасты. Порошок (диаметр частиц 30-150 мкм) состоит из ПММА или его сополимера со стиролом, а также из небольшого количества инициатора полимеризации (пероксид бензоила) и, если необходимо, рентгеноконтрастных добавок (сульфат бария). В состав жидкости входят мономер (метилметакрилат), ингибитор (гидрохинон) и активатор (диметил-р-толуол) полимеризации. Ингибитор препятствует полимеризации мономера во время хранения, а активатор инициирует его полимеризацию после смешения с порошком.