BIOMATERIAŁY - Biocybernetyka i inżynieria biomedyczna 2000 - Maciej Nałęcz

7/27/2019 BIOMATERIAŁY - Biocybernetyka i inżynieria biomedyczna 2000 - Maciej Nałęcz

http://slidepdf.com/reader/full/biomaterialy-biocybernetyka-i-inzynieria-biomedyczna-2000-maciej-nalecz 1/620

BIOMATERIAŁY



B I O C Y B E R N E T Y K A[ INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA 2000

K O M I T E T R E D A K C Y J N Y M O N O G R A F I I

Redaktor:Z-ca redaktora:Sekretarz:

Maciej NałęczWładysław TorbiczIgnacy Zawicki

TOMY MONOGRAFII

1. BIOSYSTEMY2. BIOPOMIARY3. S Z T U CZ N E N A RZ Ą D Y4. BIOMATERIAŁY5. BIOMECHANIKA I INŻYNIERIA REHABILITACYJNA6. SIECI NEURONOWE7. SYSTEMY KOM PUTEROW E I TELEINFORM ATYCZN E W SŁUŻBIE ZDROWIA8. O BRA Z O WA N I E M E D Y CZ N E9. FIZYKA MEDYCZNA

KOM ITET NAUKOWY M ONOGRAFII STANOWIĄCZŁONKOWIE KOM ITETU BIOCYBERNETYKI I INŻYNIERII BIOM EDYCZNEJ PAN

R. Będziński, K. Cieślak-Blinowska, M. Dietrich, J. Doroszewski ( zastępcaprzewodniczącego), L. Filipczyński, I. Hausmanowa-Petrusewicz, E. Kącki,K. Kędzior, J. Kiwerski, J. L. Kulikowski, R. Maniewski, A. Morecki,M. Nałęcz (przewodniczący ), A. Nowak owski, T. Orłowski, T. Pałko,G. Pawlicki, A. Piątkowski, W. Rosiński, W. Rudowski, L. Rutkowski,R. Tadeusiewicz, R. Tarnecki, W. Torbicz, E. Waniewski,A. Weryński (zastępca przewodniczącego), H. Wierzba,I. Zawicki (sekretarz), W. Zmysłowski



BIOCYBERNETYKAI I N Ż YN I ER I A B I O M ED Y CZ N A 2 0 0 0

pod redakcjąM A C I E J A N A Ł Ę C Z A

T O M 4

B I O M A T E R I A Ł Y

redaktorzy tomu

STANISŁAW B ŁAŻE WIC Z, LE SZE K STOC H

A K A D E M I C K A O F I C Y N A W Y D A W N I C Z A E X I TW A R S Z A W A 2 0 03



B C op yr igh t b y S tan is ław Błażew icz , Les zek S toch , 2003

B C op yr igh t „Biocyb e rn etyk a i I n żyn ier ia B iomed ycz n a 2000" b y K omite tb iocyb ern etyk i i I n żyn ier i i B iomed yczn ej P A N , 2003

B C op yr igh t b y EX I T, 2003

Wyd an ie mon ograf i i d o f in an s ow an e p rzez:• M in is t ers tw o N au k i i I n formatyzacj i ( gran t n r P BZ-K B N -082 /T 08 /2002)

• Wyd z ia ł I n żyn ier i i M ater ia łow ej i C eramik i A k ad emi i G órn iczo -H u tn icze jw K r a k o w i e• I n s ty tu t B iocyb ern etyk i i I n żyn ier i i B iomed yc zn ej P A N

Ed ytor mon ograf i iLeonard Bole

R ed ak cja tech n iczn a i s k ład k omp u terow yGrażyna Domańska, Augustyn Powroźnik

Projekt okładkilar osła w Sko wroński

Wszystkie nazwy produktów są zastrzeżonymi nazwami handlowymi lub zna-cami towarowymi odpowiednich f irm.

Powyższej książki w całości lub części nie wolno powielać ani przekazywać wiaden sposób, nawet za pomocą nośników m echanicznych i elektronicznych (np.iapis magnetyczny) , w tym też umieszczać ani rozpowszechniać w postaci cy-frowej zarówno w Internecie, jak i w sieciach lokalnych, bez uzyskania pisemnejigody firmy EXIT.

W y d a w c aEXIT, tel./fax (022) 823-70-45sklep internetowy: http://www.exit.pl

I S BN 83-87674-58 -3

http://www.exit.pl/

http://www.exit.pl/



P o s ł a n i e

Coraz częściej słyszy się opinie, że biotechnologie będą dla XXI stulecia tym,

czym elektrotechnika była dla mijającego wieku. Jest w tym zapewne wieleracji, a na pewno jeszcze więcej oczekiwań wobec osiągnięć tych dziedzinnauki i technologii . Sądzę, że szczególnie duże perspektywy stoją właśnieprzed biocybernetyką, związaną z biotechnologią i informatyką, a więc tymidwom a dziedzina mi, od któ rych w dużej mierze będzie zależeć rozwój naszejcywilizacji .

Z tą świadomością gratuluję Komitetowi Biocybernetyki i InżynieriiBiomedycznej Polskiej Akademii Nauk, oraz Polskim Towarzystwom Na-ukowym, inicjatywy opracowania 9-cio tomowej Monografii dotyczącej pod-stawowych zagadnień inżynierii biomedycznej. Życzę Inicjatorom i Autoromtego dzieła, by znalazło licznych Czytelników, by dotarło do lekarzy, biolo-gów i techników, wzbogacając ich wiedzę i umiejętności. Życzę też wszyst-kim pacjentom, aby dzieło to przyniosło efekt w postaci nowych praktykklinicznych i nowej aparatury medycznej, aby przyczyniło się do poprawy

zdrowia i jakości życia wszystkich z utęsknieniem oczekujących na postępw tej dziedzinie nauki.

Prof. Andrzej WiszniewskiMinister Nauki

Warszawa, grudzień 1999 r



P r z e d m o w a

Mam zaszczyt i przyjemność przedstawić Państwu 9-tomową Monografię pt.Biocybernetyka i Inżynieria Biom edyczna 2000.

Pierwsza M onograf ia Biocybernetyka i Inżynieria Biomedyc zna powsta-ła z inicjatywy Komitetu Bioc ybernetyki i Inżynierii Biomedyc znej PAN

i ukazała się w Wydawnictwach Komunikacji i Łączności w latach 1989-1990, obejmowała 6 tomów i łącznie 2443 strony. Cały nakład został wy-czerpany i dziś monografia jest nieosiągalna w księgarniach.

Obecna Monografia, stanowiąca kontynuację poprzedniej, posiada bli-sko podwójną liczbę stron i ma znacznie szerszy zakres tematyczny. Przezdziesięć lat od czasu wydan ia pierwszej Monografii nastąpił dalszy niezwykledynamiczny rozwój opisywanej w niej dziedziny. Światowy Kongres Biofizy-ki i Inżynierii Biomedyc znej w San Antonio w Teksasie w 1988 roku zgro-madził 3500 uczestników. Na kolejny Kongres w Chicago w lipcu 2000 rokuzarejestrowało się już 6000 uczestników. Lawinowo zwiększyła się liczba pracw przodujących w tej dziedzinie krajach, jak USA i Japonia. Tematykę tędoceniono w programach badań naukowych Unii Europejskiej. Powołanow tym czasie nową organizację European Society for Engineering and Me-dicine, której 4-ta Konferencja odbyła się w dniach 24-28 maja 1997 rokuw Warszawie. W 1998 roku powstała Międzynarodowa Akademia InżynieriiBiomedycznej, a wśród 32 członków założycieli znaleźli się Prof. L. Filip-czyński i Prof. M. Nałęcz.

Również w Polsce przez ostatnie 10 lat nastąpiły duże zmiany w dzie-dzinie organizacji badań naukowych. Dawne problemy węzłowe, które po-święcone były inżynierii biomedycznej, zostały zastąpione przez projektybadawcze Komitetu Badań Naukowych. Podjęło działalność w naszej dzie-dzinie 12 nowych Towarzystw Naukowych, które odgrywają dużą rolę w jejrozwoju . Znacznie wzm ocniły się ośrodki naukowe w politechnikach, uniwer-sytetach i szkołach medycznych w kraju, gdzie obok istniejących powstałowiele nowych, wartościowych zespołów badawczych pracujących w dziedzi-nie inżynierii biomedycznej.

Pogłębiał swoją działalność naukową i szkoleniową, największy w tej

dziedzinie w kraju, Instytut Biocybernetyki i Inżynierii BiomedycznejPAN. Powsta ło Międzynarodowe Centrum Biocybernetyki PAN, które przez



11-letni okres swej działalności zorganizowało 54 seminaria, w którychuczestniczyło ponad 3200 osób z 40 krajów. Na podkreślenie zasługują 4 se-minar ia z National Institutes of Health (USA) i 4 bilateralne seminariapolsko-japońskie. Spotkania seminaryjne zaowocowały umowami o współ-pracy naukowej oraz powstało szereg projektów badawczych, które weszłydo programów międzynarodowych. W czerwcu 2000 roku oddana zostaniebudowa nowej sali wystawowej, która zamknie dużą inwestycję budowlanąw Warszawie przeznaczoną dla laboratoriów i centrum kongresowego biocy-bernetyki i inżynierii biomedycznej (łącznie 11000 m 2 ) .

W ostatnim dziesięcioleciu Komitet Biocybernetyki i Inżynierii Biome-dycznej PAN, który powstał w 1972 r. , postanowił wzmocnić w swej dzia-łalności wa żną rolę integr ującą środowisko naukowe p racuj ące w tej dziedzi-nie. Opracował on 2-tomowe wydawnictwo pt. Biocybernetyka i InżynieriaBiomedyczn a. Stan badań w Polsce , 859 stron, Warszawa, l istopad 1994 r.Ponadto inicjował organizowanie krajowych konferencji , z których jedena-sta odbyła się w Warszawie w dniach 2-4 grudnia 1999 r. , tym razem wewspółpracy z Towarzystwami Naukowymi.

Komitet nasz przystąpił do opracowania nowej wersji 9-tomowej Mono-grafii Biocybernetyka i Inżynieria Biom edyczna 2000 , której jednym z istot-nych zamierzeń było wspomniane wcześniej zintegrowanie środowiska na-ukowego pracującego w tej dziedzinie w Polsce.

W poszczególnych tomach i opracowaniach składających się na Mono-

grafię Komitet postanowił realizować następujące cele:

• przedstawie nie Czytelnikowi historii , aktualneg o stanu i tenden cji rozwo-jowych inżynierii biomedycznej poprzez ukazanie osiągnięć naukowychi ich zastosowań medycznych,

• dostarczenie współczesnej wiedzy wykładowcom uczelni technicznychi medycznych,

• opracowanie m onografii w takiej formie, aby mogła ona pełnić rolę pod-ręcznika dla studentów wyższych uczelni,

• ułatwienie integracji lekarzy, biologów i inżynierów w ich wspólnych in-te rdyscypl inarnych badaniach ,

• ułatwienie przepływu informacji od pracowników nauki do przemysłuaparatury medycznej, co może spowodować nowe opracowania apara-tury medycznej, a także promocję nowych rozwiązań systemowych dlazastosowań klinicznych.



W zakończeniu chciałbym podziękować członkom Komitetu Biocyber-netyki i Inżynierii Biome dycznej PAN za wsparcie udzielone inicjatywie wy-dania obecnej wersji monografii , jak również za zaufanie przy wyborze re-daktora, zastępcy redaktora i sekretarza redakcji .

Dziękuję również kierownictwu poszczególnych Towarzystw Naukowychza aktywny udział w tworzeniu niniejszej publikacji oraz za pomoc w dobo-rze właściwych autorów. Dziękuję redaktorom poszczególnych tomów Mo-nografii za ujednolicenie i przygotowanie tomu do druku, co wiązało sięz dużym nakładem pracy i odpowiedzialnością. Przede wszystkim jednak

chciałbym podziękować samym autorom za ich wkład w opracowanie po-szczególnych rozdziałów.

Na zakończenie serdeczne podziękowania i wyrazy uznania składam Pa-nu Prof. Leonardowi Bolcowi, który podjął się trudnego zadania ujednolice-nia formy monografii jako całości. Monografia nie ukazałaby się, gdyby niewsparcie finansowe udzielone przez Ministerstwo Nauki.

Wydawnictwo uzyskało również dotacje finansowe od szeregu sponso-rów wymienionych w poszczególnych tomach Monografii . Za wsparcie toserdecznie dziękuję.

Warszawa, grudzień 1999 r.



Spis t reści

P r z e d m o w a i

1 . W s t ę p d o B i o m a t e r i a ł ó w

( B ł a ż e w i c z S . , S t o c h L . ) 1

2 . B i o m a t e r i a ł y m e t a l i c z n e( M a r c i n i a k J . ) 52.1 Kry teria dobo ru biomateriałów metalicznych do zasto-

sowań funkcjonaln ych 5 2.2 Cha rakte rysty ka własności biomateriałów metalicznych . 11 2.3 Char akter ystyk a typowych biomateriałów metalicznych . 18

2.3.1 Stale austenityc zne 182.3.2 Stopy na osnowie koba ltu 252.3.3 Ty tan i jego stopy 32

2.3.3.1 Tyt an 332.3.3.2 Stopy tytan u 342.3.3.3 Stopy na osnowie tytan u nowej generacji 37

2.3.4 Stopy z pamięcią kszt ałtu 492.4 Biom ateriały metaliczne w zastosowaniach kompozytow ych 552.5 Biotoleracja biomateriałów metalicznych 622.6 Problematyka korozji implantów metalicznych w środowisku

tkanek i płynów ustrojowych 74

2.6.1 Środowisko korozyjne tkanek i płynów ustrojowych 742.6.2 Ważniejsze rodz aje korozji implan tatów 762.6.3 Odpo rność korozyjn a typowych stopów na implanty 812.6.4 Korozja implantów metalicznych 85

Bibliografia 88

3 . B i o m a t e r i a ł y c e r a m i c z n e( Ś l ó s a r c z y k A . , P o l e s i ń s k i Z . , J a e g e r m a n n Z . , K a r a ś J . ,S to ch L . , C iec ińska M . , Łączka M. ) 99

3.1 Bioceramika opa rta o fosforany wapnia 99



3.1.1 Cha rakter ystyk a fizykochemiczna ortofosforanówwapnia 100

3.1.2 Iiydr oksy apaty t 1063.1.3 Hyd roksy apatyt stechiometryczny i rńestechiome-

tryczny 1103 .1.4 S t ruk tura hydroksyapa ty tu i TC P 1123.1.5 Właściwości hydr oksy apaty tu 1153.1.6 Reakcje termiczne hydr oksy apaty tu 119

3.1.7 Właściwości T C P 1213.1.8 Otrzym ywan ie bioceramiki hydrok syapatyto wej

i whitlockitowej oraz BC P 1223.1.8.1 Otrz ym ywa nie wyjściowych proszków . 1233.1.8.2 Gęsta bioceramika opa rta o fosforany

wapnia 1243.1.8.3 Porow ata bioceramika hydrok syapa ty-

towa i whitlockitowa 1283.1.8.4 Pokrycia hydroks yapatyto we 1313.1.8.5 Przebieg procesu wypala nia biocerami-

ki hydrok syapaty towej 1323.1.8.6 Wym agania stawiane bioceramice hy-

droksyapa ty towej 1343 . 1 . 9 Re a kc j a t ka nko w a na i mpl a n t y hydr ok sya pa t y t o w e

i TC P. Łączen ie bioceram iki HA p z kośc ią 135

3.1.10 Zastosowanie bioceramiki opa rtej o fosforany wap-nia w medycyn ie 140

3.1.11 Krakowska bioceramika hydro ksyapa tytowa . . . 1433.1.12 Bad ania nad zastosowaniem krakowskiej bioce-

ramik i hydroksyapa ty towej o raz p repara tu HABIOC ER w medycynie 145

3.1.13 Komp ozyty zawierające hydro ksyapa tyt lub TC P 149Bibliografia 1513.2 Cer ami ka tlenkow a i węglanowa 157

3.2.1 Ws tęp 1573.2.2 Ceramika korundowa 1573.2.3 Ceramika cyrkonowa 1633.2.4 Porow ata bioceramika tlenkowa 1653.2.5 Cera mik a węglanowa 169

3.2.6 Zakończe nie 172Bibliografia • 173 3.3 Cementy kostne i stomatologiczne 1 7 9



3.3.1 Wprowad zenie 179 3.3.2 W ymag ania stawiane cementom kostnym 1803.3.3 Cementy akrylanowe 182

3.3.3.1 Chemizm i mechanizm wiązania cemen-tów akrylanowych 182

3.3.3.2 Właściwości cementó w akrylan owyc h . 1853.3.3.3 Zachowanie się cementów akrylanowych

w organ izmie człowieka 1873.3.3.4 Prakty czne zalecenia przy stosowaniu

cementów akrylanowych 1893.3.4 Cemen ty wapniowo-fosforanowe 189

3.3.4.1 Chemizm i mechanizm wiązania cemen-tów wapnio wo-fosforan owych 189

3.3.4.2 Właściwości cementów wapniowo-fosfo-ranowych 193

3.3.4.3 Ocena biologiczna in vitro i in vivo . . 1953.3.5 Cementy stomatologiczne 197

3.3.5.1 Wym agania stawiane cementom stoma-tologicznym 197

3.3.5.2 Chemizm i mechanizm wiązania cemen-tów stomatologicznych 200

3.3.5.3 Właściwości fizyczne i zastoso wanie ce-mentów stomatologicznych 201

Bibliografia 205 3.4 Bioaktyw ne szkła i mate riały szkło - ceramiczne 209

3.4.1 Wprowadzenie 2093.4.2 Nat ura szkła i materiałów szkło - ceramicznych . 2113.4.3 Zjawisk o bioaktywności szkieł i szkło-ceramiki 21S3.4.4 Bioaktywne szkła i mate riały szkło-ceramiczne . 220

3.4.4.1 Szkła bioaktyw ne 2203.4.4.2 Apatyto we mate riały szkło - ceramiczne 2203.4.4.3 Ma teriały apatytow o - wollastonitowe . 2233.4.4.4 Bioaktywne tworzywa piezoelektryczne 2243.4.4.5 Ma teriały obrabialne mechanicznie . . 225

3.4.5 Biocem enty 2263.4.6 Bioaktywn e mate riały porowa te 228

3.4.6.1 Otrzymy wanie materiałów porowatych

me tod ą z wypełniaczem nieorganicznym 2293.4.6.2 Otrzym ywanie materiałów porowatychz zastosowaniem podłoża organicznego 230



B a d a n i e b i o z g o d n o ś c i m a t e r i a ł ó w i m p l a n t a c y j n y c h ( P i e l k a S . , P a l u c h D . , S t a n i s z e w s k a - K u ś J . , S o l s k i L . ,

L e w a n d o w s k a - S z u m i e ł M . ) 4 2 5

6.1 Ba dan ia in vit ro i in vivo 425

6.1.1 Wprowadzenie 4256.1.2 Klasyfikacja wyrobów medycznych 4266.1.3 Planowanie i dobór badań 4286.1.4 Badan ia degradac ji 432

6.1.5 Bada nia toksykokinetyczne 4356.1.6 Bada nia działania cytotoksycznego 4376.1.7 Bada nia działan ia drażniącego i alergicznego . . . 439

6.1.8 Bada nia impla ntacy jne 4416.1.9 Badan ie efektów systemowych 4426 .1.10 Badania genotoksyczności i rakotwórczośc i . . . . 443

6.1.11 Ba dan ia zgodności z krwi ą 4456.2 Bada nia wzajem nego oddziały wania na granicy tkanka-im-

plant 452

6.3 Odpowiedź organizmu na wszczep 4626.3.1 Odc zyn wczesny 4646.3.2 Odczyny późne 469

6.4 Regulacje prawne i aspekty etyczne w badaniachna zwierzętach 474

6.5 Bada nia kliniczne 4786.6 Nowe biom ateriały i nowe bada nia 480Bibliografia 4826.7 Met ody altern atyw ne w badani ach biozgodności mate ria-

łów impla ntacyjn ych 4986.7.1 Wprowadzenie 4986.7.2 Isto ta badań biozgodności meto dami alternaty w-

nymi 498

6.7.2.1 Forma konta ktu komórek z mate riałem 4996.7.2.2 Typ komórek używanych w badan iach 5006.7.2.3 Postać bioma teriału używana w testach

in vitro 50 16.7.3 Możliwości jakie da ją meto dy alterna tywn e w po-

równaniu z doświadczalną implantacją w oceniebiozgodności 5036 . 7 . 3 . 1 E f e k t yw ność 503



6.7.3.2 Nowe możliwości oceny wpły wu dyn a-micznych funkcji pełnionych przez im-plant na kon taktu jące się z nim komórki 506

6.7.3.3 Lepiej sprecyzowane warunki ekspery-mentu naukowego => Możliwości ana-lizowania mechanizmów odpowiedzial-nych za rodzaj kontaktu pomiędzy ma-teriałem a ustrojem biorcy, a nie tylkojego skutków 509

6.7.3.4 W iaryg odno ść 5106.7.3.5 Uniknięcie różnic między gatun kowy ch 510

6.7.4 Ograniczenia, jakie towarzyszą zastosowaniu tech-nik alternaty wnych 511

6.7.5 Perspekty wy 5126.7.6 Meto dy alterna tywn e a stand ardy określone nor-

mami 5136.7.7 Podsum owanie 515

Bibliografia 517

7 . B i o m a t e r i a ł y w k a r d i o c h i r u r g i i(Na wr at Z . ) 5297.1 Przegląd stosowanych w kardiochirurgii urządzeń

i meto d 529

7 .2 Przeg ląd mater ia łów s tosowanych w kard ioch i rurg i i . . . . 5337.3 Me tody modyfikacji tkanek biologicznych stosowanych w

chirurgii 5377.4 Protez y zastawek serca 5447.5 Sztuczne serce i pomp y krwi 560Bibliografia 578

8 . W y r o b y m e d y c z n e , k l a s y f i k a c j a i o c e n a z g o d n o ś c i( A c h m a t o w i c z T . , L a s o c k a I . ) 5 838.1 Wyroby medyc zne w państwach członkowskich Unii Eu-

ropejskiej 5838.1.1 Wstęp 5838.1.2 Definic je 5838.1.3 Klasyfikacja wyrobów medycznych wg dyrektyw y

Unii Europ ejskiej 5858 .1 .3 .1 N ie inwazyjne wyroby medyczne . . . . 585



8.1.3.2 Inwazyjne wyroby medyczn e 5868.1.3.3 Aktyw ne wyroby medyczn e 588

8.1.4 Przy kład y 5898.1.5 Wprow adzanie wyrobów medycznych do użytku

i obro tu wg prawa europejskiego 5908.2 Polska Ustawa Farma ceutycz na 592

8.2.1 Ustawa o wyrobach medycznych 5938.2.2 Wpis do rejestru wytwórców i wyrobów medycznych 5938.2.3 Prod ukcja , wprowadzan ie do obro tu i stosowanie

wyrobów medycznych 594Bibliografia 596

N a z e w n i c t w o i d e f i n i c je d o t y c z ą c e p r o b l e m a t y k i b i o m a -t e r i a ł ó w( B ł a ż e w i c z S.) 597Bibliografia 607



P r z e d m o w a

Minęło już ponad dziesięć lat od pierwszego polskiego wydania monogra-fii poświęconej biomateriałom. Monografia ta, wydana pod redakcją profe-

sora Henryka Kusia z Akademii Medycznej z Wrocławia ("Biomateriały",tom IV Monografii "Problemy Biocybernetyki i Inżynierii Biomedycznej"pod red. Macieja Nałęcza, 1990, Wydawnictwa Komunikacji i Łączności),była pierwszą pr óbą zebran ia wiedzy, dotyczącej nowej dziedziny jaką wted ybyły biomateriały, próbą zdefiniowania pojęcia "biomateriały", jego zakresu,stanu prac badawczych, rozwojowych i technologicznych ukierunkowanychna zastosowania materiałów dla potrzeb medycznych w kraju. Mimo, żeupłynęło od tego wydania sporo lat , kierunek badań związanych z biomate-riałami należy ciągle do niezwykle dynam iczni e rozw ijającyc h się na świecie.Na rynku medycznym pojawiają się nowe generacje implantów, nowe rodza-je materiałów, coraz bardziej złożonych i coraz lepiej spełniających swojefunkcje materiałowe, wsp oma gające pracę lekarzy, chirurgów i stomatologóww zakresie nowych metod leczenia i nowych technik diagnostycznych. Teostatnie wynikają przede wszystkim z olbrzymiego postępu wiedzy z za-kresu nauk fizycznych, chemii ciała stałego, elektroniki, a także nauki o

materiałach. Wyznaczane są nowe cele, pokonywane są kolejne bariery wdziedzinie badań nad biomateriałami. Rozwój klasycznych i nowych metodbadawczych i instrumentalnych przyczynił się do znacznie głębszego pozna-nia zjawisk związanych z oddziaływaniem środowiska biologicznego z m ater-ią pochodzenia naturalnego jak i sztucznego. Brakuje aktualnie nowych pol-skich opracowań dotyczących tej problematyki, zwłaszcza, że postęp wiedzyjest tak znaczący. Odnotować również należy, że i w naszym kraju opracow-ano szereg materiałów, które przeszły pomyślnie próby kliniczne, a niektórewytwarzane są na skalę przemysłową jak np. ceramika hydroksyapatytowa,cementy kostne czy bioszkła.

W niniejszym opracowaniu monograficznym przedstawione zostały, nagruncie dotychczasowej wiedzy podstawowej, osiągnięcia w zakresie badańi rozwoju technologii związanych z biomateriałami na świecie i w kraju.Monografia została pomyślana w taki sposób, aby zaprezentować możliwie

wszystkie grupy materiałów obecne dzisiaj na rynku medycznym, przy za-chowaniu niezbędnych proporcji , bez specjalnego wyróżniania tych, które



ii

dominują. Jak pokazuje historia ostatnich lat , badania nad rozwojem ma-teriałów dla medycyny zmierzają w kierunku rozwiązań coraz bardziej zło-żonych materiałów, zarówno na poziomie atomowym, jak i makroskopo-wym, będących wynikiem połączenia rozmaitych grup materiałowych. Przy-kładem mogą tutaj być różnego rodzaju metale i stopy przeznaczone dla zas-tosowań medycznych, których powierzchnie modyfikowane są pierwiastkamilub związkami z grupy niemetali , takimi jak powłoki węglowe, h ydrok syapa-tytowe, powłoki z t lenku glinu, czy powłoki teflonowe. Monografię zamykarozdział zawierający podstawowe hasła i definicje dotyczące materiałów dlamedycyny.

Przeznaczona jest ona dla osób zajmujących się problematyka materia-łową, inżynierów pracujących nad wytwarzaniem biomateriałów i lekarzy,którzy w swojej praktyce klinicznej wykorzystują różnorodne ich postacie.Opracowanie niniejsze może stanowić również źródło wiedzy dla studentówuczelni technicznych i medycznych, na których rozwijane są kierunki dyda-ktyczne i badawcze związane z materiałami w medycynie.

Przygotowanie tej monografii stało się możliwe dzięki zaangażowaniui współpracy wielu osób, reprezentujących różne krajowe ośrodki badawczei uczelniane, którzy zechcieli się podzielić swą wiedzą i doświadczeniem.

Kraków, grudzień 2002 r. S. Błażewicz i L. Stoch



R o z d z i a ł 1

W S T Ę P D O B I O M A T E R I A Ł Ó W

S t a n i s ł a w B ł a ż e w i c z * , L e s z e k S t o c h *

Biomateriały stanowią specyficzną grupę materiałów o różnym składzie,budowie i właściwościach, wyróżniających się specyficzną cechą, że są akce-ptowane przez organizm ludzki, a niektóre z nich (ceramika hydroksyapa-tytowa, bioszkła, mo dyfikowane m ateria ły węglowe) łączą się trwale z żywatkanką lub biorą udział w jej regeneracji .

Niektóre z nich służą do miejscowego wprowadzania farmaceutyków i tow dużych dawkach, z długim okresem wydzielania, bez ujemnego wpływuna organ izm.

Powstanie biomateriałów, stałe ich udoskonalanie i opracowywanie no-wych uczyniły m.in. realnym wykonanie sztucznego, całkowicie implanto-walnego serca.

Pod pojęciem "Biomateriały", oprócz określenia specyficznego rodzaju"materii" można obecnie uważać, także dziedzinę wiedzy, zajmującą się wsposób zorganizowany, badaniami nad otrzymywaniem i charakterystykąmateriałów farmakologicznie obojętnych, badaniami nad właściwościamimateriało wym i tkanek i organów żywych organizmów, odtwarzan iem i po-prawą funkcji w organizmach żywych, oraz badaniami oddziaływania po-między żywymi organizmami a materiałami syntetycznymi i naturalnymi.

Tak zdefiniowane pojęcie "biomateriałów" jest polem badań, które wy-wiera znaczący wpływ na wiele innych dyscyplin naukowych w obszarzeinżynierii biomedycznej. Obszary badań i technologii takie jak inżynieriatkankowa, technologie dotyczące z uwalniania leków są bezpośrednio zwią-

Akademi a Górn i czo-Hut n i cza w Krakowi e , Wydz i a ł Inżyn i e r i i M a t e r i a ł owe j i Ce -ramiki , Al . Mickiewicza 30, 30-059 Kraków.



2 1 . W s t ę p d o B i o m a t e r i a ł ó w

zane z biomateriałami, a także inne jak chociażby badania w zakresie ho-dowli tkankowych, biosensorów, elektroniki i mikroelektroniki w medycy-nie. Rozwój tych dziedzin uzależniony jest w dużym stopniu od tworzenie,opracowywania i badania właściwości materiałów i ich oddziaływania ześrodowiskiem biologicznym. Przykładem jest miniaturowy układ elektroni-czny, którego zadaniem jest wspomaganie pracy mięśnia sercowego. Jegoimplantacja do organizmu wymaga specjalnej, biozgodnej, trwałej powłokitworzącej barierę ochronną przed jego korozją w środowisku biologicznym

Konsekwencją bezprecedensowego wzrostu zainteresowania wielu labo-

ratoriów na świecie badaniami i rozwojem nowych technologii materiało-wych dla tej dziedziny jest znaczący napływ informacji naukowych doty-czących wyników badań. Wraz ze wzrostem aktywności w zakresie badańi kształcenia w tej dziedzinie pojawiają się na świecie nowe wydania mono-graficzne i czasopisma poświęcone tej tematyce. Tworzony jest nowy porzą-dek prawny na świecie w zakresie badań in vivo, którego wymagania musząbyć przestrzegane również w krajowych jednostkach naukowo -badawczychi technologicznych.

Polska stoi przed koniecznością wprowadzenia zmian w przepisach dopa-sowujących je do standardów europejskich i światowych w zakresie badańnad biomateriałami i procedur wprowadzania nowych wyrobów na rynekmedyczny.

Wraz z pojawieniem się nowych kierunków badawczych, m.in. takich jakinżynieria tkankowa pojawiają się nowe terminy w literaturze światowej, wślad za tym pojawiają się problemy związane z wprowadzaniem nowych po-jęć i definicji , zgodnym z przyjętymi w piśmiennictwie międzynarodowym,a jednocześnie odpowiadających duchowi języka. Pomocną w tym zakresiepowinna być niniejsza monografia. W rozdziałach VIII i IX przedstawionezostały informacje z zakresu nowych definicji i norm prawnych związanychz b iomater ia łami .

Celem tej monografii jest przekazanie aktualnej wiedzy w zakresie ba-dań podstawowych, kryteriów doboru, rozwiązań technologicznych oraz ap-likacji różnych grup materiałów dla medycyny. Zawarte są one w rozdzia-łach poświęconych głównym typom biomateriałów metalicznych, ceramicz-nych, szklistych i szkłopodobnych, polimerowych oraz materiałom węglo-wym i kompozytom z ich udziałem.

Oddzielny rozdział poświecony jest materiałom stosowanym w kardio-chirurgii . Wydzielenie tej tematyki w oddzielnym rozdziale podyktowanejest znaczeniu tej dziedziny medycyny, w której obserwuje się obecnie na

świecie ogromny postęp, i która wykorzystuje wszystkie grupy materia-łów dostępne w nowoczesnej inżynierii materiałowej. Prace badawcze nad



3

opracowaniem całkowicie implantowalnego sztucznego serca są przykłademposzukiwań nowych koncepcji materiałowych, zagadnień dotyczących no-wych rozwiązań konstrukcyjnych i nowych źródeł energii . We wszystkichtych obszarach badawczych przewija się problematyka materiałowa.

Kolejny rozdział tego tomu zawiera obszerne omówienie metod testowa-nia biomateriałów in vitro i in vivo.

Autorzy poszczególnych rozdziałów reprezentują wyspecjalizowane jed-nostki badawcze w zakresie badań biomateriałów oraz jednostki zajmującesię badaniami nad technologią materiałów, wytwarzaniem i zastosowaniem

dla medycyny. Ostatni rozdział napisany został przez Autorów z InstytutuLeków w Warszawie i dotyczy zagadnień legislacyjnych nowych biomateria-łów i wyrobów medycznych w świetle nowych przepisów prawnych.

W Polsce z roku na rok rośnie liczba zespołów badawczych zajmującychsię problematyką biomateriałów, powstają nowe kierunki uniwersyteckie, naktórych rozwijane są przedmioty dydaktyczne o tematyce poświęconej wyt-warzaniu, badaniom i zastosowaniom biomateriałów. Na krajowym rynkuwydawniczym istnieją czasopisma, w których publikowane są prace o tema-tyce materiałów dla medycyny. Od roku 1971 wydawane jest czasopismo"Polimery w medycynie", redagowane przez Zakład Chirurgii Eksperymen-talnej i Badań Biomateriałów, przy Akademii Medycznej we Wrocławiu.Od 1998 roku wydawane jest polsko - angielskie czasopismo Engineeringof Biomaterials (Inżynieria biomateriałów), pod patronatem Polskiego Sto-warzyszenia Biomateriałów z siedzibą w Akademii Górniczo - Hutniczej wKrakowie.



R o z d z i a ł 2

B I O M A T E R I A Ł Y M E T A L I C Z N E

J a n M a r c i n i a k *

2 . 1. K r y t e r i a d o b o r u b i o m a t e r i a ł ó w m e t a l i c z n y c h d o z a s to -s o w a ń f u n k c j o n a l n y c h

Ogromne zapotrzebowanie na implanty wszelkiego rodzaju wynika ze znacz-nego postępu i rozwoju różnych dziedzin chirurgii rekonstrukcyjnej i zabie-gowej oraz protetyki. Stwarza to konieczność ujęcia zagadnień badawczychstymulujących rozwój i postęp oraz problemów technicznych w formy ins-

tytucjonalne i normatywne. Śledząc rozwój historyczny implantów możnastwierdzić, że zasadniczy zwrot nastąpił po roku 1958, kiedy to uznano in-terdyscyplinarność zagadnień osteosyntezy w chirurgii kostnej. W tym celuw ramach AO i AS1F powołano zespoły interdyscyplinarne prowadzącei rozwijające badania podstawowe z inżynierii biomateriałów z uwzględnie-niem biomechaniki inżynierskiej i zagadnień biotolerancji imp lantów. Wyni-ki prac tych zespołów stanowiły o postępie metod leczenia urazów narzą-du ruchu. Kolejno też za ortopedią rozwijały się inne dziedziny chirurgiirekonstrukcyjnej, a mianowicie: kardiochirurgia, neurochirurgia, chirurgiaplastyczna i laryngologia. Wyodrębniony również został dział zajmujący sięins t rumentar ium ch i rurg icznym.

Do wytwarzania różnych postaci implantów przez wzrastającą ilość pro-ducentów na świecie zaszła pilna potrzeba opracowania określonych za-sad projek towan ia, w ytwarzan ia i kwalifikacji jakości wyrobów medycz-

* Po l i t e chn i ka Ś l ąska w Gl i wi cach , Wydz i a ł M echan i czny Techno l og i czny , u l . Kona r -skiego 18a, 44-101, Gl iwice.



6 2 . B i o m a t e r i a ł y m e t a l i c z n e

nych. Ugruntowanie zasad prawnych i normatywnych stwarzało możliwośćdokonywania wymiany doświadczeń klinicznych z implantami i stanowido dziś podstawę do weryfikacji oraz optymalizacji rozwiązań konstruk-cyjnych, oceny jakości użytkowej implantów i biomateriałów oraz opracowa-nia metodologii określania ich własności. W sprzężeniu zwrotnym sprzyjato także ustaleniu prawidłowej techniki operacyjnej. Służyć temu powinnyrównież systematycznie prowadzone analizy porównawcze w odniesieniu dostosowanych biomateriałów, technik ich wytwarzania, a także lansowanychtechnik operacyjn ych, zabiegowych i rehabilitac yjnych. Tak pro wadzona

działalność służyć może niewątpliwie ujednoliceniu merytorycznej i metody-cznej współpracy pomiędzy ośrodkami krajowymi i zagranicznymi.W tym rozumieniu powołany został w r. 1962 ASTM Medyczny Komi-

tet ds. Materiałów Chirurgicznych i Urządzeń (ASTM-Committee F-4 onMedical and Surgical Materials and Devices) [1]. Jego działalność meryto-ryczna obejmowała USA, komitety normalizacyjne wszystkich państw Eu-ropy, Australię i Kanadę.

W zakresie biomateriałów działalność Komitetu obejmowała:

• materiały polimerowe - standaryzację wyrobów,

• mate riały metalow e - stand aryz ację wyrobów różnej generacji ,

• metody badawcze, a w szczególności dotyczące korozji ( implantówi degrad acji bioma teriałów) w środowisku tkanek i płynów ustro-jowych,

• materiały ceramiczne - standaryzację powłok szklistych i bioceram-icznych,

• standaryzację metod oceny biotolerancji biomateriałów polimero-wych, metalowych i ceramicznych,

• sterylizację, przechowywanie, konserwację i tran spo rt bio materiałów ,

• standaryzację własności biomateriałów dla ortopedii , neurochirurgii ,kardiologii i laryngologii,

• medyc zne instru men tariu m chirurgiczne - selekcję, stand aryz ację i wy-twarzan ie ,

• in formację o b iomater ia łach .

Komitet powo łał także podkom itety zajm ujące się zagadnieniam i: biotole-rancji materiałów, oceny własności mechanicznych i f izycznych, informowa-nia o najnowszych osiągnięciach z zakresu biomateriałów i urządzeń medy-

cznych oraz ich upowszechniania w praktyce przemysłowej i klinicznej. Stru-ktura organizacyjna Komitetu jest rozległa oraz bardzo specjalistyczna.



2 . 1. K r y t e r i a d o b o r u b i o m a t e r i a ł ó w m e t a l i c z n y c h d o z a s t o s o w a ń f u n k c j o n a l n y c h 7

Kole jnym osiągnięc iem w dziedzinie integrac j i os iągnięć normatywnych z za-kresu chirurgi i było utworzenie na spotkaniu w Londynie w 1972 r . Techni-c z ne go K omi te tu ISO Impla n tów Chi rurg ic z nyc h ( IS O TC 150 Impla n t sfor Surgery) z s iedz ibą w Genewie . Organizac ja ta ma na ce lu normowaniemater ia łów oraz metod oceny ich jakości dla potrzeb or topedii , neurologi ii ka rd io log i i . J e s t to o rga niz a c ja międz yna rodow a o roz budow a ne j s t ruk tu rz ei szerokie j s fe rze za interesowań.

U tw orz e nie orga niz a c j i międz yna rodow yc h o roz le g łyc h horyz onta c hdz ia ła lnośc i in t e rdys c ypl ina rne j j e s t w yra z e m pos tępując e j in t e gra c j i t e c h-

niki i medycyny oraz nauki i praktyki , jak też dowodem rangi społecznej te jp r o b l e m a t y k i .

P rz y pro je k tow a niu impla n tu p ie rw otn ie okre ślona je s t je go pos ta ć uży-tkow a . K w e s t i a t a roz w a żona j e s t na ka nw ie uw a runkow a ń a na tomic z no-f iz jologicznych oraz możliwej do zas tosowania techniki operacyjne j lub za-biegowej . Usta lone są cechy geometryczne implantu, które muszą uwzględ-niać szerszą populac ję pac jentów, a więc ich cechy antropometryczne . Zaz-w yc z a j p r z ygotow a ny j e s t typos z e re g w ymia row y impla n tów odnos z ony dookreślonej populac j i pac jentów (dorośli , dz iec i , mężczyźni , kobie ty, wiek,c ięża r , i t p ) . K ole jno na prz e s ła nka c h b iome c ha nic z nyc h roz pa t ryw a ne s ązagadnienia obciążeń wybranych s truktur komórkowych, ich własności f izy-czne ( rozkłady gęstości , współczynników sprężystości , cech geometrycz-nyc h) . A na l i z a s t a nu na pręże ń i p r z e mie s z c z e ń w ukła dz ie impla n t - tka n-k i poz w a la dobra ć op tyma lne w ła s nośc i me c ha nic z ne b ioma te r i a łów lubkompoz yc j i b ioma te r i a łów . W kole jnyc h a na l i z a c h roz pa t ryw a ne s ą z a ga -

dnie n ia w ięz i konta k tow e j b ioma te r i a ł - tka nka -p łyn us t ro jow y, k tóra j e s tuza leżnio na od własności f izykochemicznych ma ter ia ł u, a więc jego s tru ktu -ry chem icznej i fazowej , własności mec haniczn o-e lektrycz nych. Uwzg lędnia-ne s ą t e ż proble ma tyka s pe kt ros kopi i me c ha nic z ne j s ys te mu (moduł s t a ły ,moduł za leżny od częs tot l iwości) , a także własności dynamiczne biomater ia -łu z uw z ględnie n ie m s t ruk tury m a te r i a łu , f r a k togra f i i pow ie rz c hni imp la n tu ,s i ł połączenia w różnych warunkach s tymulac j i . Ten zakres oceny jakościma te r i a łu odnos z ony j e s t już od okre ś lonyc h s t ruk tur o rga niz mu, a w ięcna poziomie cytologi i i his tologi i z procesami biochemicznymi. Tu powinnybyć uwzględnione reakcje odczynowe i immunologiczne , a więc biotolerancjaimpla n tu w środow is ku tka ne k i p łynów us t ro jow yc h .

Trudnośc ią prz y us ta l a n iu op tyma lne go tw orz yw a pod w z ględe m je goreaktywności , która śc iśle wiąże s ię z odpornością na koroz ję czy też bio-de gra da c ję , j e s t n i e w ie dz a o b io to le r a nc j i , k tó ra roz w a żona j e s t c z ęs to j a ko

c e c ha os obnic z a . S toc ha s tyka z mia n w a runków , de c ydując yc h o roz w oju ko-roz j i b ioma te r i a łu lub j e go de gra da c j i c z y de pol ime ryz a c j i w środow is ku




tkanek przebiega przy zmiennym stanie naprężeń i przemieszczeń oraz od-czynowości tkanek. Środowisko tkankowe posiada ponadto cechy elektro-lityczne wynikające z obecności prądów czynnościowych w ystępujących pod-czas aktywności biomechanicznej tkanek. Te zjawiska nawiązują do pro-cesów zachodzących na poziomie submolekularnym i mają również podłożebioelektroniczne.

I tak zjawiska korozji czy biodegradacji biomateriałów związane są z ini-cjacją i rozwojem procesów bioelektrochemicznych, odczyny zapalne rozwi-jające się wskutek korozji i infil tracji jonów do tkanek o podłożu reakcji

toksycznych i alergicznych są problemem zmiany pH płynów w wynikuprzewagi donorów lub akceptorów organicznych półprzewodników. Alergiajest problemem odporności elektro-magnetycznej [2].

Określenie cech użytkowych biomateriału eksponowanych przez wieluautorów tylko na gruncie przesłanek anatomiczno - f izjologicznym czy teżreakcji odczynowych staje się nieadekwatne do aktualnie rozpoznanych wbiologii struktur i procesów.

Uogólniając specyficzne właściwości biomateriałów postrzegane przezróżnych autorów, a równocześnie włączając do rozważań poziom struktursubmole kularnych i procesów bioelektronicznych Marciniak [3,4) wyróżniłnastępujące cechy biomateriałów:

• zgodność bioelektronic zną (odpowiednie własności półprzewodnikowe,piezoelektryczne i magnetycz ne) bioma teriału, która minimalizowaćpowinna niekorzystną inicjację i rozwój procesów korozyjnych i bio-

degradacji , a w konsekwencji reakcji organizmu (toksykologicznych,alergicznych, pirogennych i kancerogennych),

• odpowiedni zespół własności zapewniających bezpieczną i niezawod-ną współpracę układu implant - tkanka - płyn ustrojowy, w którymrealizowany będzie biofizyczny mechanizm przenoszenia obciążeń.

W definiowaniu cech biomateriału uwzględnione zostały więc czynniki bio-chemiczne, biomechaniczne i bioelektroniczne, które rzutują bezpośredniona zachodzące w organizmie procesy metaboliczne, bakteriologiczne, im-munologiczne i ongogeniczne. Tak pojmow ana funk cjonaln a jedność układ uimplant - tkanka - płyn ustrojowy wskazuje, że własności fizykochemicznebiomateriałów powinny być odmienne od przyjmowanych w dotychczaso-wych schematach biologicznych eksponowania wyłącznie chemicznych pod-staw implantologii .

Kwalifikacja jakości biomateriałów oraz wytwarzanych z nich impla n-

tów często zbudowanych z wielu elementów konstrukcyjnych, wykonanychniekiedy z różnych biomateriałów lub biomateriałów kompozytowych, jest



2 . 1. K r y t e r i a d o b o r u b i o m a t e r i a ł ó w m e t a l i c z n y c h d o z a s t o s o w a ń f u n k c j o n a l n y c h 9

wieloetapowa i bardziej złożona metodycznie niż prowadzenie jej w odniesie-n iu do t radycyjnych mater ia łów kons t rukcy jnych .

Podstawą kwalifikacji biomateriału jest określenie jego struktury che-micznej oraz fazowej. Badania te wykonuje się według ustaleń normatyw-nych i obejmują zarówno ocenę jakościową, jak i ilościową (skład chemicznyi fazowy, stopień zanieczyszczenia materiału, wielkość ziarna itp.) . Normyprzedmiotowe determinują rodzaj i i lość analizowanych składników. Stęże-nia składników utrzym ywan e są w założonych granicach toleran cji . Zalecanajest także kontrola własności mechanicznych (statyczna próba: rozciąga-

nia, ściskania, zginania, skręcania, pomiary twardości i modułów sprężys-tości). Wielkości uzyskane z prób od noszone są do zaleceń norm atywny ch, wktórych przyjmowana jest ich odpowiednia tolerancja. Zróżnicowanie cechmechanicznych biomateriałów zależy od stanu umocnienia (np. odlewany,wyżarzony, obrobiony cieplnie czy przerobiony plastycznie) lub też postacipółwy robu, a niekiedy techniki wytwarza nia. Z poszczególnych postaci pół-wyrobów wytwarzane są określone implanty. Przykładowo z prętów wyt-warzane są wkręty kostne, gwoździe śródszpikowe, groty itp. Uzupełnia-jąco prowadzi się badania własności fizykochemicznych. Tu należy wymienićbadania odporności korozyjnej biomateriałów, własności elektrycznych, roz-szerzalności i tp. Wyniki wstępnie przeprowadzonych badań laboratoryjnychodnoszone są do zaleceń normatywnych. Badania powinny być prowadzonew laboratoriach akredytowanych dla ustalenia populacji próbek i oszacowa-ne s ta tys tyczn ie .

Oprócz badań jakości biomateriałów prowadzona jest ocena jakości im-plantów. W tej grupie badań stosowane są dodatkowe próby kwalifikacyjne,które odzwierciedlają przydatność implantu do określonych zastosowań i te-chniki operacyjnej. Badania te dostarczają również uzupełniających infor-macji o własnościach fizykochemicznych wyrobów. Dla każdej postaci wy-robów przewidziane zostały określone próby kwalifikacyjne. Przykładowodla wkrętów - próba skręcania, dla płytek stabilizujących - próba zginania,dla endoprotez stawowych - próba zginania i badania odporności na korozjęzmęczeniową. Badania te muszą być prowadzone dla ustalonej l iczebnościpróbek, zalecanej w normach przedmiotowych.

Kwalifikacja jakości biomateri ału wy maga ostatecznie przeprowadzen iadodatkow ych b adań biologicznych w tkankach zwierząt doświadczalnych.Badania te wykonywane są według algorytmów przewidzianych w przepi-sach normatywnych i obejmują ocenę biotolerancji wszczepów z danego bio-materiału w tkankach dwóch gatunków zwierząt z zalecanej grupy (szczury,

króliki, psy, baran y i cielęta). W badan iach tych mogą być ujawnio ne reakcjetoksykologiczne, alergiczne czy też efekty drażnienia.




Badan ia prow adzi się dla dwóch g rup zwierząt - doświadczalnej, w tkankachktórych bada się biomateriał testowanego producenta oraz kontrolnej, któ-rym wszczepia się z kolei biomateriały wzorcowe. Badania te prowadzi sięw wytypowanych jednostkach doświadczalnych, które posiadają wymaganeuprawnien ia .

Po ustalon ym okresie wszczepione implanty są pobierane i ocenia się re-akcje okołowszczepowe i ogólne u zwierząt. Jako uzupełniające prowadzonesą badania biomateriału (ubytków korozyjnych, zmian strukturalnych).

Rodzaje badań wykonywanych na tym etapie doświadczeń zależą odprzewidzianego okresu implantacji danego biomateriału. W zależności odprzewidywanego okresu kontaktu biomateriału z tkankami w przepisach pra-wnych zalecane są następujące badania: cytotoksyczne, drażnienia, uczule-nia, toksyczności ostrej, toksyczności podostrej, mutagenności, pirogennoś-ci, hemolizy, wpływu na krew, toksyczności przewlekłej, karcinogenriościi biodegradacji . Do badań przewiduje się następujące tkanki: skóra, mięśnie,kość, błony śluzowe, rany śluzówki, tkanki zębowe, tkanki organów wew-nętrznych (wątroba, śledziona, nerki, płuca i serce), krew pośrednio lubkrążąca poza organizmem lub wewnątrz ustrojowa.

Wyniki badań muszą zawierać szczegółowe informacje, dotyczące toksy-czności (ostrej i przedłużonej), działania mutagennego i karcinogennego,tolerancji biologicznej (działania cytotoksycznego, uczulającego, hemolizu-jącego, zgodności z krwią, pirogennego i ogólnego). Uwzględniane też sądziałania miejscowo drażniące oraz wpływu na reprodukcje czy miazgęzębową.

Pozytywny wynik tych badań umożliwia prowadzenie kolejnych badańklinicznych. Ośrodki prowadzące badania kliniczne muszą mieć odpowiednieuprawnienia. Do prowadzenia badań konieczna jest akceptacja Komisji Ety-cznej powoływanej w jednostkach służby zdrowia, najczęściej akademickich.W procedurze realizacji badań klinicznych muszą być jasno sprecyzowanecele badań, metodyka, kryteria włączenia i wyłączenia z badań oraz ustalonymusi być okres badań klinicznych. Konieczna jest też zgoda pacjentów naprowadzone badania i wyczerpująca informacja o możliwości negatywnychskutków prowadzonych badań.

Wyniki badań klinicznych powinny zawierać szczegółowe informacjeo zakresie prowadzonych obserwacji , tolerancji i biodegradacji implantówłącznie z podaniem opisów chorych, u których wystąpiły objawy niepo-żądane oraz uwagi dotyczące klinicznych efektów praktyczno - użytko-wych. Osta teczn a kwalifikacja jakości i przydatn ości klinicznej implantówz określonych biomateriałów, pochodzących od danego wytwórcy może

nastąpić po uzyskaniu pozytywnych opinii kilku ośrodków klinicznych.



' 2. 2. C h a r a k t e r y s t y k a w ł a s n o śc i b i o m a t e r i a ł ó w m e t a l i c z n y c h 11

Przedstawiona procedura kwalifikacji biomateriałów jest więc bardzo skom-plikowana i musi być wykonywana na podstawie ściśle ustalonych i obowią-zujących reguł prawnych i normatywnych [5].

2 .2 . C h a r a k t e r y s t y k a w ł a s n o śc i b i o m a t e r i a ł ó w m e t a l i c z n y c h

Dokonując przeglądu historycznego rozwoju tworzyw metalicznych stoso-wanych na implanty stwierdzić można, że próbowano stosować praktyczniewiększość metali i s topów, które cechowały się zadowalającą odpornościąna korozję i biotoler ancją oraz o odpowiednimi własnościami fizykochemi-

cznymi, a głównie mechanicznymi. Wieloletnie doświadczenia kliniczne dał ymożliwość finalnej oceny ich przydatności użytkowej. Na tej podstawie wyty-powano ostatecznie te metale i stopy, które bezpiecznie mogą być stosowanew praktyce chirurgicznej.

W r. 1968 Weisman określił własności, którymi powinny wyróżniać sięmetale i stopy przeznaczone do implantacji ortopedycznej [6]. Można je ze-stawić następująco:

• dobra odporność na korozję,

• odpowiednie własności mechaniczne,

• dobra jakość metalurgiczna i jednorodność,

• zgodność tkankowa (nietoksyczność i nie wywoływanie odczynów aler-gicznych),

• odporność na ścierne zużycie,

• brak tendencji do tworzenia zakrzepów,• odpowiednie własności elektryczne,

• możliwe do przyjęcia koszty wytwarzania.

Ustalenia Weismana, aczkolwiek uzasadnione bogatym doświadczeniem kli-nicznym, nie precyzują szczegółowo wymienionych cech jakościowych, aniteż nie wyrażają relacji i lościowych. Podobnie sformułowane ustalenia Wei-smana można spotkać w jego późniejszej pracy z roku 1976, w której oma-wia on strukturę i merytoryczną działalność Medycznego Komitetu ASTMi Technicznego Komitetu ISO [1].

W r. 1975 ASIFi /I O opracowały normy determinujące już precyzyjniejwymagania stawiane tworzywom metalicznym przeznaczonym na implan-taty w chirurgii kostnej [7]. Stanowiły one podstawę do opracowania w la-tach następnych szeregu norm przedmiotowych, które były owocem dzia-łalności odpowiednich komitetów ASIF i AO , jak też komitetów normali-zacyjnych poszczególnych krajów. Zalecenia AISIF i AO przewidują d la



1 2 2 . B i o m a t e r i a ł y m e t a l i c z n e

implantów: skład chemiczny i fazowy, mały udział dyspersyjnych wtrąceńniemetalicznych i drobnoziarnistość struktury, odpowiedni zespół własnościmechanicznych, dobrą odporność na korozję, określoną jakość powierzch-ni implantów, dobrą biotolerancję, brak tendencji do tworzenia zakrzepów,odpowiednie własności elektryczne oraz magnetyczne. Marketingowo prefe-rowany jest konkurencyjny koszt biomateriałów i implantów.

Uściślenie w pełni wymienionych cech i ujęcie ich w jednoznaczne związ-ki jakościowo-ilościowe jest niezwykle złożone z racji trudności w ustale-niu rzeczywistego stanu naprężeń i przemieszczeń w układach im plant -

tkanka, wynikającego z relacji biomechanicznych opartych na przesłankacłianatomicznofizjologicznych. Również stochastyka czynników bioelektroni-cznych związana z uwarunkowaniami biomechanicznymi, w tym z aktyw-nością ruchową, decydujących o inicjacji i rozwoju korozji implantów wśrodowisku tkanek i płynów ustrojowych w warunkach ich użytkowania.

To utrudnia dobór optymalnych cech użytkowych biomateriałów. Dla-tego też ustalenia normatywne dotyczące jakości biomateriałów metalicz-nych uważać należy jako przybliżone, odnoszące się do aktualnej wiedzymedycznej i technicznej, która zawsze musi być rozważana w kategoriachdużej różnorodności zastosowania, cech osobniczych pacjenta i zmieniającejsię reaktywności organizmu.

Wymagane jest więc nowe spojrzenie na kwestię mechanizmu zrostui tran spo rtu m aterii w układac h kostno-mięśniowo-nerwowych. Dotychczasw biologii, jak wiadomo, faworyzowane są schematy myślowe odnoszące pro-

ces zrostu kostnego do podstaw biochemicznych obowiązujących w układzieanatomiczno-fizjologicznym z wykorzystaniem praw fizyki odnoszących siędo materii ożywionej [8]. Uogólnienia mechanizmu zrostu jeszcze do chwiliobecnej, nawet w nowych opracowaniach, bazują na opublikowanych w la-tach trzydziestych spostrzeżeniach Krompechera [9 | . Stwierdził on, że wszę-dzie tam, gdzie istnieje nacisk, niezależnie od swojej natury, powstaje kośćprzez chrząstkę. Późniejsze prace potwierdzają także, że powodem różni-cowania się tkanek są naciski mechaniczne. Panują również poglądy, że wwarunkach dobrego ukrwienia powstaje kość, średniego - kość z chrząstkąi słabego-chrząstka [10,11,12],

Przekonywujące są także badania eksperymentalne z zakresu biofizykizrostu stwierdzające korelację pomiędzy stanem naprężeń i odkształceń wkościach a wytworzonymi w wyniku zjawisk elektromechanicznych poten-cjałami elektrycznymi [13,14,15], jak też pobudzeniem zrostu kostnego zapomocą elektrostymulacji [14]. Niekwestionowane wyniki z zakresu bioelek-

troniki narządu ruchu powinny stanowić bazę do opracowania biomechanicz-nego modelu zespalan ia i odbudo wy prawidłowej struktu ry tkanek. P roblem



'2 . 2 . C h a r a k t e r y s t y k a w ł a s n o ś c i b i o m a t e r i a ł ó w m e t a l i c z n y c h 13

ten wymaga jeszcze przeprowadzenia badań uzupełniających, których doty-chczasowy brak stanowi o niedoskonałości bioelektronicznego modelu zrostukostnego. Już w chwili obecnej w biomechanice dociskowych zespoleń zro-dziły się koncepcje rozw iązania konstrukc ji stabilizatorów, dając e możliwośćwykorzy stania natura lnych zjawisk elektromechanicznych w okresie zrostu.Przykładem może być płytkowy stabilizator Zespól i Polfix, dla którychuzyskano już bardzo obiecujące wyniki kliniczne [16,17). Opracowanie tostanowi przeło m myślowy w dotychczas stosowanych rozw iązaniach kon-strukcji zespoleń dociskowych.

Znajomość stanu naprężeń i odkształceń w układzie tkanka - implant,oparta na przesłankach biomechaniki zrostu zarówno po zespoleniu, jakteż w fazie usprawniania, może być podstawą do ustalenia sztywności im-plantu, stosunków geometrycznych i doboru optymalnego tworzywa meta-licznego. Kolejną trudnością przy doborze optymalnego biomateriału jestniewiedza o jego biotolerancji w środowisku tkanek i płynów ustrojowych,która ściśle wiąże się z odpornością korozyjną lub degradacją. Stochastykazmian warunków decydujących o inicjacji i rozwoju korozji implantów wśrodowisku tkanek ma swoją specyfikę. Przebiega przy zmiennym stanienaprężeń i odkształceń oraz odczynowości tkanek. Środowisko tkankoweposiada ponadto cechy elektrolityczne wynikające z obecności prądów ini-cjowanych w procesach elektromechanicznych w układzie tkanka - implant.Inne procesy towarzyszące implantacji mają również podłoże bioelektroni-czne. Należy dążyć także do miniaturyzacji konstrukcji implantów metali-

cznych. co zwiększa komfort usprawniania miejsca urazu oraz pomniejszarozmiar niekorzystnego rozwoju reakcji odczynowych i ogólnych ustroju.

Przy doborze własności biomateriałów i implantów podstawowymi pro-blemami implantologii są niewątpliwie zagadnienia biomechaniczne. Szcze-gólnie są one złożone w chirurgii urazowo-ortopedycznej. Z uwagi na zło-żoność struktur organizmu analiza naprężeń i odkształceń w strukturachanatomicznych i w układach implant - tkanka napotyka na znaczne trudno-ści. W tych zagadnieniach stosowane jest modelowanie. Bazę stanowi opra-cowanie najpierw modelu fizycznego, dla którego należy zdeterminować ce-chy obiektu biologicznego. Model fizyczny powinien w miarę możliwościodzwierciedlać obiekt rzeczywisty, a więc jego uogólnione własności. Za-gadnienie to nawet w ujęciu statystycznym na tle zróżnicowania cech oso-bniczych staje się bardzo trudne. Na kanwie modelu fizycznego możliwejest dopiero zbudowanie modelu matem atyczne go z ustaleniam i warunkówbrzegowych dotyczących przemieszczeń, obciążeń, doboru adekwatnych ele-

mentów skończonych czy brzegowych, podziału opracowanej geometrii mo-delu fizycznego na wybrane elementy i ostateczne wprowadzenie informacji




0 cechach materiałowych. Złożone funkcje, budowa czy też skomplikowanystan obciążeń wymuszają konieczność weryfikacji eksperymentalnej. Wyko-rzystanie metod eksperymentalnych zrealizowanych z możliwie największąprecyzją doświadczenia w warunkach rzeczywistych czy też na modelach,staje się niezastąpionym narzędziem w identyfikacji tych obiektów. Przyjąćjednak należy, że w badaniach na modelach odtworzenie całej złożonościstruktury i procesów na różnych poziomach jest w pełni niemożliwe. Nawetbadania prowadzone na preparatach anatomicznych dają przybliżony obrazzależny od czasu, jaki upłynął od stanu ożywionego tkanek do chwili użycia

ich do badań. Badania doświadczalne stanowią również potwierdzenie lubuzupełnienie wniosków wynikających z praktyki klinicznej [18,19].Wprowadzenie implantów do układu tkanek powoduje zmianę relacji

w stanie naprężeń i odkształceń czy przemieszczeń. Rozważone muszą byćzarówno odkształcenia sprężyste, gdyż trwałe odkształcenia plastyczne bio-mater ia łu dyskwal i f iku ją implan t po zab iegu operacy jnym. Is to tnym e le -mentem więzi kontaktowej układu implant - tkanka jest ocena koncentracji1 rozkładu naprężeń, która jest podsta wą doboru optym alnych własnościmechanicznych biomateriału metalicznego.

W ostatnich latach rozwinęły się w wielu ośrodkach naukowych na świe-cie metody badań eksperymentalnych przemieszczeń i naprężeń w układachanatomicznych człowieka. Dotyczą one najczęściej najbardziej obciążonychzespołów lokomocyjnych, przykładowo kręgosłupa, stawów i kości długichczłowieka. Badania eksperymentalne wnoszą więc istotne informacje, któremożna odnieść do patomechanizmu powstawania niektórych chorób czy też

oceny przyjętej metody leczenia chirurgicznego. W badaniach rozwinęły sięg łównie na jbardz ie j p rzyda tne metody jak : tensometr ia oporowa, e las toop-tyka, interferometria holograficzna i fotografia plamkowa [18,19].

Do najczęściej analizowanych własności mechanicznych materiałów tkan-kowych zalicza się:

• WYTRZYMAŁOŚĆ, a więc odporność na niszczące działanie czynni-ków mechanicznych. W ścisłym znaczeniu określa graniczną wartośćnaprężenia, po osiągnięciu której następuje zniszczenie materiału,

• T W A R D O Ś Ć - odporność na działanie skupionego nacisku na powierz-chnię materiału, zazwyczaj definiowana jako odporność materiału naodkształcenia trwałe pod wpływem sił skupionych działających namałą powierzchnię,

• S P R Ę Ż Y S T O Ś Ć , d e f i n i o w a n a j a k o w ł a s n o ś ć m a t e r i a ł u , p o l e g a j ą c a n aj e g o o d k s z t a ł c a n i u s i ę p o d d z i a ł a n i e m o b c i ą ż e ń , a n a s t ę p n i e p o w r a c a -



' 2 .2 . C h a r a k t e r y s t y k a w ł a s n o śc i b i o m a t e r i a ł ó w m e t a l i c z n y c h 15

niu do pierwotnych kształtów i wymiarów, gdy obciążenie zostanieusunięte,

• PLASTYCZNOŚĆ , któ ra jest włas nością ma ter iał u pole gaj ąca na trwa -łym odkształceniu się pod działaniem sił zewnętrznych (bez pęknięć),

• W I Ą Z K O ŚĆ , a w i ę c z d o l n o ś ć m a t e r i a ł u d o n i e o d w r a c a l n e g o p o c h ł a n i a -n i a m e c h a n i c z n e j e n e r g i i o d k s z t a ł c e n i a ,

• KRUCHOŚĆ, czyli podatn ość mate riału na pękanie bez lub przy bard zomałych odksz ta łcen iach .

Wszelkie dysfu nkcje narządów zależą od w łasności tkanek, z których są zbu-dowane. Mogą one podlegać zmianom w wyniku urazów, jak i zmian choro-bowych, w wyniku których powstają struktury patologiczne o odmiennychcechach fizykochemicznych.

Skład chemiczny implantów metalicznych, ustalony na podstawie kry-teriów biotolerancji , powinien zapewnić strukturę austenityczną, paramag-netyczną, jednorodną pod względem rozkładu pierwiastków oraz ewentual-nych wydzieleń dyspersyjnych w osnowie. Stopy ponadto powinny charak-teryzować się dobrą odpornością na korozję w środowisku tkanek i płynówustrojowych oraz wymaganym dla przenoszonych obciążeń zespołem włas-ności mechanicznych. Ograniczono poziom wtrąceń niemetalicznych do nr 1-2 według skali wzorców ASTM , a wielkość ziarna austenitu poniżej numer u5 skali wzorców według normy ASTM. Zapewnienie więc dobrej jakościmetalurgicznej stopów przeznaczonych na implantaty wymaga stosowania

odpowiedniego wsadu, doboru metod wytapiania i odtleniania, właściwejprzeróbki plastycznej i obróbki cieplnej. Czynniki metalurgiczne decydujązasadniczo o strukturze i własnościach użytkowych implantów.

Skład chemiczny stopów na implanty podlegał l icznym korektom w kon-sekwencji systematycznie prowadzonych badań nad toksycznym oddziały-waniem pierwiastków i stopów metali oraz produktów ich korozji na otacza-jące tkanki oraz tkanki miąższowych organów detoksykacyjnych. W ostat-nim okresie uściśla się go także na pods tawie oceny ro zwoju reakcji immuno-logicznych, zachodzących w organizmach zwierząt doświadczalnych i ludz-kich [20,21],

Duże znaczenie, szczególnie dla odporności korozyjnej, ma zróżnicowa-nie umocnienia w różnych obszarach implantu. Jest ono związane z technikąwytwarzania wyrobu finalnego.

Ostatecznym więc kryterium pozwalającym na uwzględnienie wszyst-

kich czynników strukturalnych powinna być odporność na korozję, wyrażonaokreślonymi charakterystykami. Jak wiadomo, odporność elektrochemiczna




wyrażona ustalonymi wartościami potencjałów nie stanowi dotychczas kry-terium odbiorowego dla wszystkich implantów metalicznych. Daje to pew-ną swobodę producentom do ustalenia rygorów własnego procesu technolo-gicznego. Zastrzeżony w normach skład chemiczny implantów metalicznychustalony zosta! głównie na kanwie reakcji odczynowych i ogólnych wywoła-nych obecnością implantu.

Ograniczenia ilościowe pierwiastków stopowych do bardzo niskich stę-żeń, jak też ograniczenia ilości wtrąceń niemetalicznych i pierwiastków ga-zowych stwarzają potrzebę stosowania specjalnych metod wytapiania i rafi-

nacji stopów. Ustalone składy chemiczne gwarantują możliwość otrzymywa-nia struktur austenitycznych nie tylko o dobrej odporności korozyjnej, aletakże paramagnetycznych . W ce lu zapewnien ia paramagnetyzm u ogran iczo-no ilość faz ferromagnetycznych w stopach, które mogą pojawić się przypewnych kombinacjach składników stopowych, nawet przy zastrzeżonych wnormach tolerancjach stężeń pierwiastków lub też niewłaściwie przeprowa-dzonej przeróbce plastycznej i obróbce cieplnej.

Magnetotropizm składników krwi w obecności ferromagnetyka jestczynnikiem zakrzepowy m [22]. Z tego względu obecność faz ferromagnetycz-nych w implantach metalicznych jest niedopuszczalna. Dotyczy to w szcze-gólności ferromagnetycznego ferrytu <5 w stalach Cr-Ni-Mo, którego mini-malna zawartość ogranicza, się do możliwego minimum.

Własności mechaniczne implantów z biomateriałów metalicznych należyrozpatrywać w dwóch aspektach, a mianowicie jako:

• własności mechaniczne samego tworzywa, odniesione do stanu umoc-n ien ia mater ia łu lub pos tac i wytwarzan ia ,

• własności mechaniczne ksz tałtowe, odnosz ące się do określonej postaciużytkowej implantu.

Własności mechaniczne tworzyw metalicznych wyznaczone są za pomocązespołu cech, które jakościowo i i lościowo wyrażają wytrzymałość i plasty-czność materiału. Dla tworzyw przeznaczonych na implanty wyznacza się jena podstawie statycznej próby rozciągania, pomiaru twardości czy też próbzmęczeniowych.

Zalecenia AO i ASIF oraz norm ISO , jak też norm przedmiotowychobowiązujących w poszczególnych krajach dla metali i s topów stosowanychna implanty określają [7,23]:

• wytrzymałość na rozciąganie,

• granicę plastyczności,



' 2 .2 . C h a r a k t e r y s t y k a w ł a s n o ś c i b i o m a t e r i a ł ó w m e t a l i c z n y c h 17

• wydłużenie,

• moduł sprężystości.

Dodatkowo w niektórych normach podawana jest twardość i wytrzymałośćzmęczeniowa.

Wytrzymałość na rozciąganie, granicę plastyczności, wydłużenie orazmoduł sprężystości wyznacza się na podstawie statycznej próby rozciąga-nia. Próba ta jest znormalizowana i ujęta w normach przedmiotowych [23,24,25,26,27], Również pobieranie i przygotowanie próbek do bada ń własnoś-

ci mechanicznych z określonych postaci wyrobów hutniczych jest znormali-zowane [261.Pomiar twardości wykonywany jest na podstawie standardowych metod

pomiarowych. Z kolei wytrzymałość zmęczeniowa jest ujęta przez zalecenianorm DIN/ISO [28]. Określa się ją, badając statystyczną liczbę próbek ob-ciążonych cyklem zmieniających się sinusoidalnie naprężeń od ustalonej war-tości naprężeń maksymalnych cyklu <7max i naprężeń minimalnych cyklu(7 mjn, przez umowną liczbę cykli, najczęściej 10 6 do 109. Obciążenia zmien-ne mają zaleconą częstotliwość 10 Hz. Granicę zmęczenia materiałów naimplanty ustala się zasadniczo przy wahadłowym zginaniu.

Metale i stopy na implanty wytwarzane są na drodze przeróbki plasty-cznej i jako stopy odlewnicze. Dla stopów przerab ianych plastycznie normyprzewidują zróżnicowanie umocnienia od stanu przerobionego plastyczniena zimno do stanu wyżarzonego. Poszczególne rodzaje implantów mogą byćwytwarzane z określonych postaci półwyrobów hutniczych.

Własności mechaniczne kształtowe rozpatrywane są w odniesieniu dorodzaju implantu, a więc jego cech geometrycznych, wynikających z prze-słanek anatomiczno-fizjologicznych czy też techniki operacyjnej oraz wa-runków jego pracy, do których zaliczyć należy wartość obciążeń, dynamikęich zmian, odkształcenie oraz oddziaływanie korozyjnych czynników środo-wiskowych. Wymogi technologii przetwórstwa, stosowanej przy produkcjiokreślonej postaci implantu, jak też koszt wytwarzania stanowią uzupełnie-nie danych do analizy wyboru wariantu optymalnego.

Wprowadzenie implantu do struktur tkankowych odciąża je od przeno-szenia obciążeń. Niedociążenie tkanek, np. kostnej powoduje destrukcję jejstruktury zwanej osteolizą. Konieczny jest więc dobór odpowiednich właś-ciwości mechanicznych takich, jak: moduł sprężystości podłużnej E i pop-rzecznej G. l iczba Poisona 7 oraz cech geometrycznych implantu.

Każda postać funkcjonalna implantu jest wprowadzana do środowiska

tkankowego określoną techniką zabiegu, lego obciążenie jest złożone i wy-maga ustalenia naprężeń redukowanych, które są przesłanką doboru włas-




ności mechanicznych biomateriału. Wytężenie materiału czy też podatnośćdo odkształcania podczas zabiegu lub użytkowana musi więc być zweryfiko-wana określoną próbą technologiczną, np. zginania, skręcania itp. Wymie-nione próby technologiczne określają również plastyczność metali .

Analiza stanu naprężeń ma decydujące znaczenie przy wyborze rodzajumateriału. Ten etap procesu konstruowania nastręcza, często największychtrudności. Stosowane dotychczas metody konstrukcyjnych obliczeń opierająsię w zasadzie na założeniu łiniowo-sprężystych własności mate riału. Jedna kbardziej adekwatny obraz stanu naprężeń otrzymać można po uwzględnie-

niu także odkształceń plastycznych. Pamiętać należy, że implant musi spro-stać odpowiednim obciążeniom, zarówno statycznym, jak i dynamicznym.W takim wypadku ustalić można rzeczywisty rozkład naprężeń, do któregowkomponować można wymagane umocnienie materiału. Rozkład naprężeńregulowany może być także - nie upośledzając funkcji anatomiczno-fizjolo-gicznych - zmianami cech geometrycznych implantu, natomiast umocnienie- warunkami przeróbki plastycznej lub obróbki cieplnej.

Właściwa i ostateczna ocena przy wyborze optymalnego biomateriałupowinna być uzupełniona weryfikacją eksperymentalną gotowego implantu,po wykonaniu serii próbne j i dokład nym skontrolowan iu uzyskiwanych włas-ności w warunkach przemysłowych, nierzadko odbieg ających od warunkówprób laboratoryjnych. Tylko taka weryfikacja własności użytkowych pozwalasprawdzić słuszność obliczeń, które chociaż ciągle udoskonalane - nie da-ją całkowitej pewności uwzględnienia wszystkich czynników wpływającychna trwałość i niezawodność pracy implantu w warunkach użytkowania, w

szczególności długotrwałego. Do najczęściej ustalanych własności tworzywametalicznego dobieranych do stanu naprężeń i odkształc eń w implan tacienależy:

• wytrzymałość na rozciąganie,

• granica plastyczności,

• ciągliwość wy rażon a wyd łużeniem , a często także przewężeniem,

• wytrzymałość zmęczeniowa.

2 .3 . C h a r a k t e r y s t y k a ty p o w y c h b i o m a t e r i a ł ó w m e t a l i c z n y c h

2 . 3 . 1 . S t a l e a u s t e n i t y c z n e

Austenityczne stale kwasoodporne stanowią grupę tworzyw, które najwcze-śniej zostały przystosowane do implantowania w organizmie ludzkim. Sys-tematyczne modernizowanie składu chemicznego i fazowego stali austenity-



' 2 . 2 . C h a ra k t e ry s ty k a w ła sno śc i b io m a te r i a łó w me ta l i c z n y c h 19

£ % C r + i i x % M o(wyznaczone dla S t ę ż e n i e m a s o w e % Gatunek Norma Ro kminimalnych st ężeń )

Norma Ro k

» = 3 i i = 3 , 3 Cr M o Ni C Mi i N N b( 2 2 . 0 ) 16,0 2.0 11,0 < 0 , 0 8 < 2 , 0 A ( S N Y 0 5 6 - 0 6 ) 197 5

19, 0 4 . 0 14 , 5

(23 , 0) 17 , 0 2 . 0 11 , 0 < 0 , 0 6 < 2 , 0 ( A S T M F 7 4 5 ) 199<

19, 0 3 . 0 14 , 0

( 2 3 , 0 ) 17 , 0 2 , 0 12 , 0 < 0 , 0 3 < 2 , 0 < 0 , 1 0 Ol a Je 2 ( A S T M F 5 5) 1 9 8 2

19, 0 3 . 0 14 , 0 < 0, 0 8 Orade 1 ( A S T M F 5 6 ) 1 9 8 2

( 2 3 , 0 ) 17 . 0 2 , 0 13 , 0 < 0 , 0 3 < 2 , 0 < 0 , 1 0 Gra (lc 2 A S T M F 1 3 8 1 9 9 7

19, 0 3 . 0 15 . 5 < 0 . 0 8 Orade 1 A S T M F 1 3 9 1 9 9 6

( 2 3 , ? ) 19.0 8, 0 < 0 , 1 0 2. 0 0 , 25 0, 25 C o m p D B S 3 5 3 1 - 2 1 9 8 3

22,0 3.0 11,0 4.25 0 , 50 0 , 8 0

( 2 3 . 7 5 ) 2 6 . 0 17, 0 2 . 25 13 , 0 < 0 , 0 3 < 2 , 0 < 0 , 1 0 C o m p D ISO 5832. 1 19872 3 . 7 5 )20 , 0 3 , 5 15 , 0

( 2 4 , 0 5 ) 17 , 0 2 , 35 13 , 0 < 0 , 0 3 <1 0 < 0 , 1 0 Comp. B B S 3 5 3 1 - 2 1 9 8 3

20, 0 3 , 5 16 , 0 < 0 , 0 8 C o m p A

( 2 4 , 0 5 ) 17 , 0 2 , 35 13 . 0 < 0 . 0 3 <2 0 0, 11 Comp. C B S 3 5 3 1 - 2 1 9 8 3

20, 0 •$,5 16, 0 0 , 2 0

( 2 4 , 0 5 ) 2 6 , 0 17.0 2,35 14.0 < 0, 03 < 2. 0 Com p. E ISO 5821/ 1 1 9 8 7

1.9,0 4 1 16. 0

( 2 4 , 5 ) 17 , 0 2, 5 12, 0 < 0 , 0 3 <2fi 0, 14 B (SNY 056<06)97 5

19, 0 3, 5 16, 0 0 , 22

( 2 M ) 26, 0 17, 0 1 T 13. 0 < 0 , 03 < 2, 0 < 0 , 1 0 1 . 4428 DIN 17443 1 9 8 6

18. 5 3 , 2 14,5

(25 , 1) 26 , 0 17.0 2,7 13 , 5 < 0 , 03 < 2, 0 1 4441 D I N 1 7 4 4 3 1 9 8 6

18,5 3, 2 15.5

(26 , 0) 16,5 2,0 12 , 0 < 0 , 03 < 2, 0 0 , 1 0 C r N i M o O N O R M K 2 0 8 0 1 9 8 3

28. 5 5, 0 25, 0 0 , 20

(28 , 1) 26 , 0 17, 0 3 , 7 14 . 0 < 0 , 03 < 2, 0 03 5 0. 10 1 . 4 4 4 2 D I N 1 7 4 4 3 1 9 8 6

18,5 4, 2 16, 0 0 , 50 0 , 25

(29 , 1) 26 , 0 21,0 2 7 10 . 0 < 0 , 0 3 5,5 1 . 4 4 6 1 D I N 1 7 4 4 3 1 9 8 6

23. 0 3 , 7 16,0 7, 5

Tab. 2.1. Sk ład chemiczny znormal izow anych, austeni tycznych s ta l i chromowo -niklowo - mol ibdenowych na implanty sklasyf ikowane według ich współ-czynnika odporności na korozję wżerową wg [4] .

eznych było konsekwencją wieloletnich badań nad ich biotolerancją. Zagad-nienie to zostanie szczegółowo omówione w rozdziale 2.5. Stale przeznaczonena implanty mają ściśle ustalone składy chemiczne (tabl.2.1.) , które zapew-nia j ą im paramagnetyc zną s t ru k turę aus ten i tyczną . Ponadto w ce lu uzyska-nia dobrej odporności na korozję wżerową w środowisku tkanek i płynówustrojowych wprowadzono dodatkowy warunek odnoszący się do stężeniachromu i molibdenu [29,30,31,32,33]:

3 ,3% mas .Mo + % mas . Cr > 26 .



20 2. Biomateriały metaliczne

Gatunek stali

znak stali norma

Postaćwytwa-rzania

Średnicalub grubość

mm Stan dostawy

Wytrzymałośćna rozciąganie

Rm, MPa

Granicaplastycznoś-ci Rflj.MPa

Wydłu-żenieA5,°/»

Typ D IS O 5832/

1-1987/E/

protile Wszystkie

Wytwarzane

przesycony 490+690 min. 190 40

40

12

30+40

40

40

35

35

12

Ty p e

IS O 5832/

1-1987/E/

Wszystkie

Wytwarzane 590+800 min. 285

40

40

12

30+40

40

40

35

35

12

Typ D i E

IS O 5832/

1-1987/E/

twardy 860+1100 min 690

40

40

12

30+40

40

40

35

35

12

Typ D i E

Typ D i E

TypD

Typ E

Typ D

IS O 5832/

1-1987/E/

pręly 0,025*0,65 przesycony 1000+800 -

40

40

12

30+40

40

40

35

35

12

Typ D i E

Typ D i E

TypD

Typ E

Typ D

IS O 5832/

1-1987/E/

i druty 0,2+2 twardy 1350+1850 -

40

40

12

30+40

40

40

35

35

12

Typ D i E

Typ D i E

TypD

Typ E

Typ D

IS O 5832/

1-1987/E/

blachy

i taśmy

<i przesycony 490+690 min. 190

40

40

12

30+40

40

40

35

35

12

Typ D i E

Typ D i E

TypD

Typ E

Typ D

IS O 5832/

1-1987/E/

blachy

i taśmy

<i

600+800 min. 300

40

40

12

30+40

40

40

35

35

12

Typ D i E

Typ D i E

TypD

Typ E

Typ D

IS O 5832/

1-1987/E/

blachy

i taśmy

póltwardy inin.610 min. 300

40

40

12

30+40

40

40

35

35

12

TypE

IS O 5832/

1-1987/E/

blachy

i taśmy

min.650 min. 390

40

40

12

30+40

40

40

35

35

12yp D i E

IS O 5832/

1-1987/E/

blachy

i taśmy

twardy 860+1100 min 690

40

40

12

30+40

40

40

35

35

12

X2CrNiMoN 18 13 3

X2CrNiMo 18 15 3

X2CrNiMoN 18 15 4

X2CrNiMnMoN 22 13 6

D I N17443

protile Wszystkie

Wytwarzane

przesycony 600+800 min. 300 40

40

40

35

12

X2CrNiMoN 18 13 3

X2CrNiMo 18 15 3

X2CrNiMoN 18 15 4

X2CrNiMnMoN 22 13 6

D I N17443

protile Wszystkie

Wytwarzane 490+690 min. 190

40

40

40

35

12

X2CrNiMoN 18 13 3

X2CrNiMo 18 15 3

X2CrNiMoN 18 15 4

X2CrNiMnMoN 22 13 6

D I N17443

protile Wszystkie

Wytwarzane

590+800 min 285

40

40

40

35

122CrNiMoN 18 13 3

D I N17443

protile Wszystkie

Wytwarzane

850+1050 min. 000

40

40

40

35

12X2CrNiMoN 18 15 4

D I N17443

S l 9 twardy 860+1100 min. 6!X)

40

40

40

35

12

X2CrNIMnMoN 22 13 6

X2CrNiMoN 18 13 3

X2CrNiMo 18 15 3

X2CrNiMoN 18 15 4

X2CrNiMnMoN 22 13 6

D I N17443

wg zamówienia2CrNIMnMoN 22 13 6

X2CrNiMoN 18 13 3

X2CrNiMo 18 15 3

X2CrNiMoN 18 15 4

X2CrNiMnMoN 22 13 6

D I N17443

oruty 0,025-0,65 przesycony 1000+800 30-40

20+30

40

4035

35

12

X2CrNIMnMoN 22 13 6

X2CrNiMoN 18 13 3

X2CrNiMo 18 15 3

X2CrNiMoN 18 15 4

X2CrNiMnMoN 22 13 6

D I N17443

0,025-0,65 póltwardy 1300+1100

30-40

20+30

40

4035

35

12

X2CrNiMo 18 15 3

X2CrNIMoN 18 15 4

X2CrNiMnMoN 22 13 6

X2CrNiMoN 18 13 3

D I N17443

0,020-2,00 twardy 1350+1850

30-40

20+30

40

4035

35

12

X2CrNiMo 18 15 3

D I N17443

blachy

i taśmy

CS przesycony 600+800 300

30-40

20+30

40

4035

35

12

X2CrNIMoN 18 13 3

D I N17443

blachy

i taśmy

CS

490+650 190

30-40

20+30

40

4035

35

12

X2CrNIN1o 18 15 3

D I N17443

blachy

i taśmypóltwardy min 650 min 390

30-40

20+30

40

4035

35

122CrNiMoN 18 13 3

D I N17443

blachy

i taśmy

min 61U min 3UU

30-40

20+30

40

4035

35

12X2CrNiMo 18 15 3

D I N17443

blachy

i taśmy

twardy 860+1100 min 6SW

30-40

20+30

40

4035

35

12

AIS I316L Typ 1 ASTMF-138-97

protile

i prętyWszystkieWytwarzane

przesycony min.515 min 205 40IS I316L

Typ 2

ASTMF-138-97

protile

i prętyWszystkieWytwarzane

przesycony

min.480 min 170 40AIS I316L

Typ i

Typ 2

ASTMF-138-97

protile

i pręty

1,59-44,2 póltwardy 860-655 690*310 12+28

AIS I316L

Typ 1 i 2

ASTMF-138-97

protile

i pręty

0,127+1,57 póltwardy 1000+725 - 30+45

AIS I316L

Typ 1 i 2

ASTMF-138-97

protile

i pręty

0,508+1,57 twardy 860-1035 - 15

AIS I316L

Typ 1 ASTMF-139-96

blachy

i taśmy

<3 przesycony

twardy

min.515 mm 205 40

AIS I316L

Typ 2ASTM

F-139-96

blachy

i taśmy

<3 przesycony

twardy

mm.485 mm 172 40

AIS I316L

Typ i

ASTMF-139-96

blachy

i taśmy

<3 przesycony

twardy min.860 mm 6yo 10

AIS I316L

Typ 2

ASTMF-139-96

blachy

i taśmy

<3 przesycony

twardymin 860 mm 690 10

Typ D i E PN-ISO583 1937

pręty,drutyi taśmy

Druty <2 przesycony 800+1000 - 30+40yp D i E PN-ISO583 1937

pręty,drutyi taśmy

Druty <2ciągnionyna zimno 1350-1850 - -

Typ D i E

PN-ISO583 1937

pręty,drutyi taśmy Pręty,

Taśmyprzesycony 490-800 190+285 40yp D i E

PN-ISO583 1937

pręty,drutyi taśmy Pręty,

Taśmy przerobiony na zimno 860*1100 12

Tab. 2.2. Własności mechaniczne stali kwasoodpornych stosowanych naimplantywg [4|.




Z

-J

2 8

24

2 0

* 1 6

12

OZ

g•OQC

/ y/

f tus t >nit / r y/ > y/\

< ST/

/ /ś /A +!V

\s /

/ // / %

<

M a r t e n z y t\ /

A / ,7A ' <

Z''

V/

/

\/ M + F F e r y t

12 16 20 24 28 32 36 40R Ó W N O W A Ż N I K C H R O M U Cr g . %

Rys. 2.1. Wykres Schaefflera uwzględniający równoważnik Ct e i iVi£.

bu (tabl.2.1.) . Chrom w stalach austenitycznych jest pierwiastkiem zmie-niającym potencjał elektrochemiczny stali z ujemnego ok. -0,6V na dodatniok. +0,2V. Zmiana ta nie zachodzi stopniowo ze wzrostem stężenia chro-mu, lecz skokowo przy ok. 13%Cr (rys.2.2.). Stopy o stężeniu powyżej 13-4-14%Cr ma ją po tenc ja ł doda tn i , podobnie jak meta le sz lache tne i cechująsię dob rą odporn ością korozyjną, głównie w ośrodkach utleniających , gorsząna tomias t w redukujących .

0 .2

0

-0.2

-0.1

-o.e

10 20 22 24: 2 4 . 0 8 10 12 14 16S T ĘŻE NI E CHROMU, % MAS OWY

Rys. 2.2. Zależności potenc jału korozji stali od stężenia chromu.

Zjawisko zmiany potencjału elektrochemicznego stali pod wpływem chromuwyjaśnia się zmianą wartościowości żelaza z Fe 2 + - aktywnego na Fe 3+ -nieaktywne. Ponadto już przy stężeniu powyżej 13%Cr stal osiąga zdol-

ność pasywacji zbliżoną do chromu, a potencjał pasywacji przesuwa się dowartości typowych dla chromu. W stanie pasywnym prąd korozyjny jest ok.



' 2 . 2 . C h a ra k t e ry s ty k a w ła sn o ś c i b io ma te r i a łó w me ta l i c z n y c h 2 3

100 razy mniejszy niż czystego żelaza, co zdecydowanie poprawia odpor-ność na korozję, głównie przez polepszenie własności pasywujących stali.Obecność chromu w stali przyczynia się ponadto do wytworzenia na jej po-wierzchni warstw tlenkowych, w których istotną rolę odgrywają kompleksyCr 3+ ,CrOl~ [39].

Nikiel jest typowym dodatkiem austenitotwórczym o nieograniczonejrozpuszczalności w żelazie 7. Zwiększa podczas krzepnięcia skłonność dosegregacji dendrytycznej, lecz także hamuje rozrostu ziarn austenitu. Nietworzy węglików w stali. Stale z niklem wykazują wrażliwość na obecność

siarki zarówno w stali, jak też w otaczającym środowisku, co wiąże się z nie-korzystnymi własnościami siarczku niklu [35,36]. Ze wzrostem stężenia nikluwzrasta odporność stali na korozję naprężeniową. Nikiel podwyższa energiębłędów ułożenia stopów, przez co odkształcenie plastyczne wywołane dzia-łaniem naprężeń rozciągających zachodzi w wielu systemach poślizgu. Napowierzchni stopów wskutek tego tworzą się niskie uskoki, które nie prze-rywają warstwy pasywnej. Ponadto wysoka energia tworzenia chlorku nikluutrudnia penetrację jonów chloru do tlenkowej warstwy pasywnej [39].

Molibden w stalach kwasoodpornych jest pierwiastkiem o dużej reak-tywności z węglem i najczęściej występuje w złożonych węglikach M23C6.Ze wzrostem stężenia molibdenu w stalach skraca się czas wydzielania tegowęglika, a także czas wydzielania faz międzymetalicznych typu x i Lave-sa [40],

Molibden w sposób wyraźny oddziałuje na kształt krzywej polaryzacji

anodowej (rys.2.3.) [39]. Podobnie jak chrom, zmniejsza gęstość prądu pa-sywacji . W warstwie pasywnej istotną rolę odgrywa jon Mo 6 + . Zwiększaon także w stalach kwasoodpornych odporność na korozję wżerową. Z te-go względu ustalone zostały empiryczne zależności wiążące sumę stężeniamolibdenu i chromu z odpornością na korozję wżerową dla różnych stężeńCr, Mo, Ni i Fe |41].

Istnieją zróżnicowane poglądy dotyczące wpływu molibdenu na skłon-ność stali do korozji naprężeniowej. W badaniach laboratoryjnych stopów odużej czystości wykazano, że wzrost stężenia molibdenu od kilku tysięcznychdo 0,1% w różnym stopniu zależnie od pozostałego składu chemicznego staliwpływa na skłonności do korozji naprężeniowej. Ze wzrostem stężenia m olib-denu od 1 do 4% w stali zawierającej 16% chromu i 15% niklu stwierdzonotendencję do pęknięć międzykrystalicznych kosztem pęknięć śródkrystalicz-nych [42]. W literaturze prezentowane są także wyniki świadczące o korzyst-nym wpływie molibde nu, szczególnie w zakresie stężenia 2 4- 4% na wzrostodporności na korozję naprężeniową w środowiskach zawierających chlorki[43,44],




anodowej; potencjały: Ejtor - korozyjny, E p - pasywacji, E 0jt - aktywacji,E p r z - przebicia, ip - prąd pasywacji, ipjt - prąd początku pasywacjiwg [41).

Oddziały wanie poszczególnych dodatków stopowych w stalach kw asoodpor-nych powinno być rozpatrywane w kategoriach ich oddziaływania na kształtkrzywej polaryzacji anodowej (rys. '2 .3.) . Z przedstawionego schematu wyni-ka, że łatwa pasywacja chromu oraz niklu uzasadnia stosowanie tych meta-li jako dodatków do stali nierdzewnych. Dodatek niklu przy równoczesnej

obecności molibdenu, krzemu i miedzi obniża prąd pasywacji i ograniczajeszcze bardziej obszar aktywności. Stale zawierające te pierwiastki mająwięc lepszą odporność na korodujące działanie środowiska nieutleniającegooraz łatwiej osiągają stan pasywny.

Dla stali austenitycznych przeznaczonych na implanty wprowadzonotakże ograniczenia dotyczące poziomu wtrąceń niemetalicznych, wielkościziarn oraz obecności faz ferromagnetycznych. Normy przedmiotowe, uwzglę-dniając zalecenia Medycznego Komitetu ASTM ds. Materiałów Chirurgicz-nych, ustalają dopuszczalny rodzaj wtrąceń, ich wielkość i rozmieszczenie,maksymalną wielkość ziarna, a także wykluczają obecność w strukturze fer-romagnetycznego ferrytu 5 (tabl.2.3.) .

Własności mechaniczne tych stali kształtować można przez przeróbkęplastyczną na zimno, różnicując za pomocą wielkości gniotu stopień umoc-nienia. W wyniku odkształcenia plastycznego następuje deformacja ziarnoraz wzrost zdefektowania struktury. Zwiększają się przy tym własności

wytrzymałościowe, a maleją plastyczne. Stale kwasoodporne Cr — Ni — Momają tak dobrany skład chemiczny, aby nawet po 80% odkształceniu piasty-



' 2 . 2 . C h a ra k t e ry s ty k a w ła sn o ś c i b io ma te r i a łó w me ta l i c z n y c h 25

Kryteriastrukturalne DIN 17443

Normy prze

ASTM F -138-97F-139-96

dmiotowe

ISO 5832/1-1987/E/ PN-ISO 5832/1-1997

Wtrącenia niemetaliczne- siarczkowe- tlenki aluminium- krzemiany- tlenki globuiarne

wszystkie gatunkimaks nr wzorca l 1maks nrwzorca 3.1maks nrwzorca 6.2maks nrwzorca 9wg DIN 50 602

typ A i Bmaks. nrwzorca 3maks. nrwzorca 1.5maks. nrwzorca 2maks. nrwz orca 1,5wg ASTM E45

typ A. B. D i Emaks. nrwzorca 1.5maks. nrwzorca 1.5maks. nrwzorca 1.5maks nrwzorca 15wg ISO 4967-1979/E/

typ D i Emaks. nrwzorca 1 5maks. nr wzorca 1 5maks. nr wzorca 1 5maks. nr wzorca 1 5wg PN-64/H-04510

Wielkość ziarna wszystkie gatunki stalmaks nrwzorca4wg DIN 50 601

typ Ai Bmaks nrwzorca 5wg ASTM E 1112

typ A. B. • i Emaks. nrwzorca4.1wg ISO 643-1983/E/

typ D i Emaks nrwzorca4wg PN-84/H-04507.01

Ferryt S

(sprawdzony metodąmikroskopową przypowiększeniu 100 x)

niedopuszczalny niedopuszczalny niedopuszczalny niedopuszczalny

Tab. 2.3. Kryter ia jakości stru ktur y stali austenitycznych Cr-Ni-Mo wg [29,30,31,32,33].

cznym na zimno, w wyniku którego osiąga się maksymalne stosowane umoc-nienie Rj n ok- 1850Af Pa, nie zasz ła p rzemiana mar tenzy tyczna . Mar tenzy t ,jak wiadomo, jest fazą ferromagnetyczną. Własności mechaniczne, podob-nie jak i struktura, podlegają ocenie przy odbiorze stali . Dla poszczególnychgatunków stali opracowane zostały odpowiednie kryteria ujęte w normachprzedmiotowych zgodnie z zaleceniami Medycznego Komitetu ASTM (ta-blica 2.2.).

W normach tych różnicuje się stan umocnienia dla poszczególnych pos-taci wyrobów, z których w ykonywane są różne rodzaje implantów . Uwzględ-

nia się także sugestie wynikające z podstaw biomechanicznych zespalaniaodłamów kostnych oraz stosowanej techniki operacyjnej. Ustalone zakresyzmienności własności mechanicznych są stosunkowo duże. Wytwórcy im-plantów pod ejm ują więc swobodnie i indywidualnie decyzje w zakresie włas-ności mechanicznych dla poszczególnych wyrobów. W ofertach wytwórcówmożna więc znaleźć wyroby tego samego przeznaczenia funkcjonalnego róż-niącego się umocnieniem.

2 . 3 . 2 . S t o p y n a o s n o w i e k o b a l t u

Stopy na osnowie kobaltu stanowią kolejną po stalach austenitycznych gru-pę tworzyw metalicznych stosowanych na wyroby dla chirurgii rekonstruk-cyjnej. O ich przydatności do implantowania zdecydowała większa od sta-li chroinowo-niklowo-molibdemowych biotoleranc ja w środowisku tkaneki płynów ustrojowych, jak też większa odporność na korozję wżerową i szcze-

linową. Cechują się też większą zdolnością do repasywacji w roztworach fiz-jologicznych.




Stopy na osnowie kobaltu zostały zaliczone do grupy materiałów o dobrejbiotolerancji . 0 ich własnościach mechanicznych oraz odporności korozyjnejdecyduje skład chemiczny oraz struktura uzależniona od rodzaju technolo-gii i warunków wytwarzania. Pod tym względem stopy kobaltowe podzielićmożna na odlewnicze oraz przerabiane plastycznie. Dla poszczególnych sto-pów normy przewidują skład chemiczny i własności mechaniczne (tabl.2.4.i 2.5.).

Stężenie masowe, %Gatunek Norm a Rokr Mo W N i C Si Mn Fe T, Co Gatunek Norm a Rok

18,0

22.0

3,0

4,0

3,0

4,0

15,0

25,0

<0,05 <0,50 <1,0 4,0

6,0

0,5

3.5

reszta CoNiCrMoWF e ISO 5832/8

AS TM F 563

1987

1995

18.0

22,0

6,0

8,0

15.0

25,0

<0,05 <0,50 <1.0 5,0

15,0

0.5

2,5

reszta CoNiCrMoWFe SN V 056510 1975

18,5

21,5

6,5

7,5

15,0

18,0

<0,15

<1,0

1.0

2,0

reszta 39,0

42,0

CoCrNiMoFe ISO 5832/7 1984

19,0

21.0

14,0

16,0

9,0

11,0

<0,15

<0,4

<2,0 <3,0 reszta Co CrW Ni ISO 5832/5

BS 3531-2

1978

1983

19.0

21,0

14,0

16,0

9.0

11,0

0,05

0,15 <0,15

1.0

2,0

<3.0 reszta CoNiCrMo (AS TM F 90) 1990

19,0

21,0

9,0

10,5

33.0

37,0

<0,025

<1,0

<0,15 <1,0 <1.0 reszta CoC rMo ISO 5832/6

SNV 056509

1980

1975

26.5

30,0

4,5

7.0

<2,5 <0,35

<1,0

<1,0 <1,0 reszta Co CrM o ISO 5832/4

BS 3531-2

1978

1983

27.0

30,0

5.0

7,0

<1.0 <0.35 <1,0 <0.75 reszta CoC rMo AS TM F 75 1998

26,0

30,0

5,0

7,0

<1,0 <0.35 <1.0 <0,75 reszta CoC rMo AS TM F 799 1999

Tab. 2.4. Skład chemiczny znormalizowanych stopów na osnowie kobaltu przez-naczonych na implanty wg [45 4 51).

Stopy na osnowie kobaltu stosowane są głównie na endoprotezy stawowe.Kszta łt endopro tezy deter min uje anatom ia i f izjologia określonego ukł adukostno-stawowego, a także technika rekonstru kcji . Z racji jednak zróżnicowa-nia rozpiętości relacji geometrycznych, wynikających z anatomicznych cechosobniczych, poszczególne rodzaje endoprotez wytwarzane są w typoszere-gach wymiarowych lub jako postacie anatomiczne. Własności mechaniczneendoprotez z kolei uzależnione są od naprężeń oraz uwarunkowań kinematy-cznych biomechanizmów określonych połączeń stawowo-kostnych. Struktu-ra endoprotez nawet przy porównywalnym składzie chemicznym zależy odtechniki wytwarz ania. Ś ciśle jednak mówiąc, skład chemiczny dete rmin ujerodzaj techniki wytwarzania, a ta z kolei wiąże się ze strukturą i zespołemuzyskiwanych własności mechanicznych (tabl.2.4 i 2.5.).




R o d z a j e s t o p u

N a z w a s t o p u

Własności mechaniczne


N a z w a s t o p u Norma Stan

wytrzyma-łość narozciąganie

R^min^MPa

granicaplastycz-ności

R02 ,mm.,MP a

wydłu-żenie

modułsprę-żystości

wytrzy-małośćzmęcze-niowa


N a z w a s t o p u Norma Stan

wytrzyma-łość narozciąganie

R^min^MPa

granicaplastycz-ności

R02 ,mm.,MPa min %

E,M Pa

^ O K I l i l . ,MP a

C o C r M o P r o ł a s u l - 2

H S - 2 1Y i t a l l i u m

IS O5 8 3 2 - 4 -1 9 7 8 / E /

l a n y 6 6 5 4 5 0 8 2 , 0 x 1 0 5 2 5 0o C r M o P r o ł a s u l - 2

H S - 2 1Y i t a l l i u m

A S T M F7 5 - 9 5

l a n y 6 6 5 4 5 0 8 2 , 0 x l 0 5 2 5 0

E n d o c a s t ® l a n y 1 0 0 0 6 0 0 25 2 , 0 x 1 0 5 4 0 0

C o C r W N i M o I S O5 8 3 2 - 5 -1 9 7 8 ®

l a n y 8 6 0 3 1 0 10 2 , 0 x 1 0 5 2 5 0

H S - 2 5 A S T M F9 0 - 9 0

l a n y 8 9 6 3 7 9 3 0 2 , 0 x l 0 3 2 5 0

C o N i C r M o

P r o t a s u l - 1 0

I S O

5 8 3 2 - 6 -1 9 8 0 / E /

w y ż a r z o n y 8 0 0 3 0 0 4 0 2 , 0 x l 0 3 2 5 0o N i C r M o

P r o t a s u l - 1 0

I S O

5 8 3 2 - 6 -1 9 8 0 / E /

p r z e r o b i o n yp l a s t y c z n i e

1 0 0 0 - 1 2 0 0 6 5 0 - 1 0 0 2 0 - 1 0 2 . 0 x 1 0 5 5 0 0

N I P 3 5N A S T M F5 6 2 - 9 5

w y ż a r z o n y 7 9 3 + 1 0 0 0 2 4 1 - 4 4 8 50 2 , 0 x l 0 5 2 5 0I P 3 5N A S T M F5 6 2 - 9 5

p r z e r o b i o n y

p l a s t y c z n i e1 0 0 0 + 1 2 0 0 6 5 0 - 1 0 0 0 2 0 - 1 0 2 , 0 x 1 0 5 4 0 0 - 5 0 0

C o N i C r M o W F e A S T M F5 6 3 - 9 5

w y ż a r z o n y 6 0 0 2 7 6 50 2 , 0 x l 0 5 2 5 0o N i C r M o W F e A S T M F5 6 3 - 9 5

p r z e r o b i o n yp l a s t y c z n i e

1 0 0 0 - 1 5 8 6 8 2 7 - 1 3 1 0 1 8 - 1 2 2 , 0 x l 0 5 4 0 0 - 8 5 0

C o C r M o P r o t a s u l - 1 0

P r o ł a s u l -

2 1 W F

IS O5 8 3 2 - 6 -1 9 8 0 ®


p l a s t y c z n i e

1 7 9 3 1 5 S 6 8 2 , 0 x l 0 5 6 0 0 - 8 5 0

E n d o c a s ł ®


p l a s t y c z n i e

1 2 5 0 1 0 0 0 13 2 . 2 x 1 0 5 5 0 0

Tab. 2.5. Włas ności mechaniczne typ owych s to pów na osnowie koba l tu wg [45-f -51].

W opracowaniach informacyjnych wytwórców endoprotez spotkać możnanazwy handlowe stopów, których skład chemiczny jest zgodny z zalecenia-mi aktów normatywnych, lecz poprzez zawężanie tolerancji stężeń określo-nych pierwiastków lub też zastosowanie odpowiednich zabiegów technolo-gicznych uzyskano zespół optymalnych własności mechanicznych, dostoso-wanych do potrzeb funkcjonalnych poszczególnych biomechanizmów z uw-zględnieniem zróżnicowań anatomicznych, a nawet stosowanej techniki ope-racyjnej ( tabl.2.6.) .

Ze stopów na osnowie kobaltu, szczególnie przerabianych plastycznie,wytwarza się niekiedy płytki, wkręty kostne, groty, druty i elementy kształ-

towe do zespoleń dociskowych kości.Do głównych pierwiastków stopowych zalicza się chrom, którego stężę-




Osnowastopu

Oznaczeniestopu Stan


, MPa

Granicaplastyczności

Ro2 • MPa

Wydłu-żenie

A s ,%

Wytrzymałość!zmęczeniowa

R z , MPalany 275 +520 180 +250 Min. 30 160 +250kuty +585 290 +440 Min. 30 145+320

Żelazo 316L wyżarzony 480+600 170 +370 40 +65 150 +260odkształcony

na zimno605+1240 295 +880 12+35 240 +415

H S - 2 1 lany 650 +1000 445+600 8 +25 190 +400Vitaliium kuty 1175 +1600 855 +1200 8+2 8 500 +966Zimaloy spiekany 1275+1380 820+ 965 12 +15 620 +896Isodur spiekany 1275 +1380 820+965 12 +15 620 +896

KobaltH S - 2 5

Vitallium

wyżarzonyodkształcony

na zimno

900 +1205

630 +1440

375+485

500 +1280

Min 40

Min 40

280+415

500 +590MP 35N wyzarzony 795+800 240+ 300 40 +50 Min. 340

Protasul-10 półtwardy min 1000 Min 827 Min 20 400 * 500i Biotaza twardy 1200+1770 1000 +1650 10 +17 500 +800

extra-twardy Min. 1790 Min 1585 Min 8 400 +600

TytanTiAIV

TivaniumIsotan

kuty 850+1120 895-1080 10+15 440 +690

Tab. 2.6. W łasności mechaniczne s topów na imp lanty i endop rotezy różnych wy-twórców.

nie zmienia się w granicach od 18,0 do 30,0%, molibden od 2,5% do 9,0%oraz nikiel o stężeniu ograniczonym w zakresie od 15,0 do 37%. W stopachodlewanych wyróżnia się takie, które zawierają chrom i nikiel równocześnielub też udział jednego z nich eliminuje obecność drugiego. W stopach prze-rabianych plastycznie wprowadzony został dodatkowo wolfram w ilościach3,0 do 8,8% lub 14,0 do 16,0%. Stopy na osnowie kobaltu zawierają takżewęgiel, którego stężenie waha się w granicach 0,05 do 0,35%, a także żela-zo maksymalnie do 3,0%, a w stopach CoNiCrMoWFe w zakresie 5,0 do15,8%, a także mangan do 2,0% i krzem do 1,0%. Oprócz chromu, molib-denu i niklu, do niektórych stopów przerobionych plastycznie wprowadzonododatkowo tytan do 1,0% (w stopach CoCrMo) lub 0,5 do 2,5% (w stopachCoNiCrMoWFe).

Kobalt pod względem swoich własności chemicznych oraz odpornoś-ci korozyjnej porównywany może być do niklu [52]. Wykazuje też znacznąskłonność do pasywacji . Nie jest materiałem plastycznym. Z tego wzglę-du mało rozpowszechniony jest w technice. Większe znaczenie mają stopyna osnowie kobaltu jako materiały odporne na korozję przy temperatu-rach normalnych i podwyższonych. Dodatki stopowe jak chrom i molib-den zwiększają odporność na działanie kwasów utleniających i nieutlenia-jących oraz odporność na korozję szczelinową i wżerową w środowiskachneutralnych i kwaśnych. Stopy na osnowie kobaltu cechuje również więk-

sza odporność na korozję naprężeniową i zmęczeniową w środowiskach za-wierających chlor. Własności mechaniczne tych stopów zależą nie tylko od



' 2 . 2 . C h a ra k t e ry s ty k a w łasn ośc i b io m a te r i a łó w me ta l i c z n y c h 2 9

Rys. 2.4. Struktura odlewanego stopu Vitallium: struktura dendrytyczna, w os-nowie austenitu wydzielania węglików M23C6, mikroskop świetlny, wg[53].

składu chemicznego lecz także stosowanej techniki wytwarzania. Kształ-towan ie własności wytrz ymał ościowych i ciągliwości doko nyw ane jest przezzabiegi obróbki cieplnej, jak też przeróbkę plastyczną.

Odlewnicze stopy kobaltowe w stanie lanym posiadają strukturę niejed-norodnego austenitu, który cechuje znaczna segregacja chemiczna. W osno-wie austenitu występują międzydendrytyczne i dyspersyjne wydzielania wę-

glików M23C6 (rys.2.4.) . Największa segregacja auste nitu zaznacza się w ob-szarze dendrytów. Podstawowym pierwiastkiem, który ulega segregacji , jestchrom. Jego stężenie zmienia się w zakresie 19 do 35%. Molibden podlegasegregacji w mniejszym stopniu. Zmiana jego stężenia waha się w granicachod 4% w dendrytach do 6% w strefach międzydendrytycznych [53]. Stopieńporowatości odlewów osiąga maksymalnie 0,3%.

Stopy te w stanie lanym wyka zują większą odpor ność korozyjną, niż sta-le austenityczne przy porównywalnej wytrzymałości na rozciąganie. Ciągli-wość i wytrzymałość zmęczeniowa stopów kobaltowych w stanie lanym jestmała. Z tego względu stopy poddawane są przesycaniu.

W stopach odlewniczych na osnowie kobaltu podczas przesycania w za-leżności od składu chemicznego mogą zachodzić złożone przemiany węgli-ków. Przemiana węglika M^Cę , na Af$C jest spowodowana większą sta-bilnością węglika M^C w zakresie temperatur 1165 do 1230° C. Przemianietej towarzyszy zwiększenie stężenia chromu w obszarach m iędzydendr y tycz-

nych. Zapoczątkowanie roztapiania węglików w stopie już przy temperaturze1230° C przyczynia się do utworzenia eutektyki, w której skład wchodzą




M eC i grafit .Proces w ydzielania węglików w stopach na osnowie kobaltu jest złożony.

W zależności od stężenia węgla w stopie oraz rodzaju i ilości dodatków sto-powych, szczególnie węglikotwórczych, możliwa jest reakcja eu tektyc zna lubteż proste wydzielanie węglików [54], Rodzaj wydzieleń i ich morfologia sątakże związane z rozpuszczalnością węglików w kobalcie. O rodzaju i miejscupowstawania wydzieleń w osnowie, jak też o morfologii decydują korelacjezachodzące pomiędzy granicami ziarn, dyslokacjami, wakansami i energiągranicy międzyfazowej [55].

Odlewnicze stopy na osnowie kobaltu poddaje się zabiegom obróbki cie-plnej. Polega ona na stosowaniu wyżarzania ujednoradniającego przy tem-pera turz e 1170 ± 10° C, a więc poniżej temp erat ury eutekty cznej. Podczastego zabiegu rozpuszczają się węgliki międzydendrytyczne, jak też osiągasię większą jednorodność austenitu. Kolejnym zabiegiem jest przesycaniestopów z tem per atu ry 1240 ± 10°,C w wodzie. Po zabiegu tym uzysk ujesię jedn oro dną i jednofazow ą, struktu rę austeni tu o większej wytrzym ałościi ciągliwości, aniżeli w stanie lanym [56].

W stopach na osnowie kobaltu przerabianych plastycznie w stosunkudo odlewanych ograniczono stężenie węgla, krzemu, chromu i manganu, azwiększono stężenie niklu z 2,5 do zakresu 33,0 4- 37,0% oraz wprowadzonotytan. Stopy te, przez modyfikację składu chemicznego, stały się bardziejpodatne do odkształcenia plastycznego. Po odlaniu osiągają już strukturęjednofazową austenitu [56]. Posiadają także większą odporność na erozję,kawitację, korozję zmęczeniową i naprężeniową; w odniesieniu do stopówodlewanych [57].

Podczas odks ztałcen ia plastycznego poniżej tem per atu ry 650° C w sto-pach zachodzi przemiana martenzytyczna (rys.2.5.) [56].

Odkształcenie stopów Co-Ni- Cr — Mo przy tempera turach powyżej650° C umacnia jedynie aus ten i t . S t ruk tu ra p ozos ta je w da lszym c iągu jed-nofazowa (rys.2.5.) . Sterując temperaturą odkształcania oraz stopniem gnio-tu kszta łtować m ożna um ocnienie stopu , a więc jego zespół własności me-chanicznych (tabl.2.7.) .

Dla stopów przerabianych plastycznie stosuje się następujące zabiegitechnologiczne [56[:

- przesycanie przy t emp eratu rach 1050 ± 10° C; zabieg ten jest stoso-wany jako wyjściowy,

- o dkształ cenie plasty czne na zimno (poniżej 650° C), które po zwala

osiągnąć największe umocnienie stopu,- odkszta łcenie pla styczne na gorąco (powyżej 650° C), które um ożliwia



' 2 . 2 . C h a ra k t e ry s ty k a w ła sn o śc i b io m a te r i a łó w me ta l i c z n y c h 31

Rys. 2.5. Str ukt ura stop u przerabianego plastycznie - Protasu l-10; a) po przesy-caniu z tempe ratu ry 1240° C, austen it, mikroskop świetlny; b) przero-bionego plastycznie na zimno z 30% gniotem, ziarna austenitu z liniamii pasm ami poślizgu, mikroskop świetlny; c) przerobionego plastycznie

na zimno z 50% gniotem, austenit z martenzytem, mikroskop świetlny.




Rodzaj s topu Obróbka

W y t r z y m a ł o ś ćz m ę c z e n i o w a

R, ir. MPa

CoCrMo

Z i m a l o y

odl ewan i e i pol erow ani e 200oCrMo

Z i m a l o y odl ewan i e i śrutowani e 260

CoCrMo

Prota su l -2

O d l e w a n i e 1 9 0 + 2 8 0oCrMo

Prota su l -2 odl ewani e + przesycani e przy 1240°C 2 2 0 + 2 8 0CoCrMo

Prota su l -2

o d l e w a n i e + h o m o g e n i z o w a n i e p r zy 1 1 8 0 ° C 2 8 0 + 3 5 0

CoNiCrMo

M P - 3 5 N

Prota su l -10

przeróbka pl astyczn a + przesy cani e 340oNiCrMo

M P - 3 5 N

Prota su l -10

przeróbka pi asty czna na z i mno, 50% gni ot 43 5CoNiCrMo

M P - 3 5 N

Prota su l -10

przeróbka pl astyczna na z i mno, 405

CoNiCrMo

M P - 3 5 N

Prota su l -103C/ 0 gni ot+ wyżarzani e

40 5

CoNiCrMo

M P - 3 5 N

Prota su l -10 przeróbka pl astyczna na gorą co + wyzar zani e 400+ 450

Tab. 2.7. W ytrzym ałość zmęczeniowa s topów kobal towych po różnych zabiegachtechnologicznych wg [56].

pośrednie umocnienie.

Kształto wanie s truk tury po przez zabiegi obróbki cieplnej i przeróbki plasty-cznej decyduje o własnościach stopów kobaltowych. Stopy przerabiane plas-tycznie posiadają prawie dwukrotnie większą wytrzymałość zmęczeniową wodniesieniu do stopów odlewniczych. Wykazują także większą odporność nakorozję szczelinową i wżerową.

2 . 3 . 3 . T y t a n i j e g o s t o p y

Próby zastosowania tytanu oraz jego stopów w chirurgii kostnej sięgają latczterdziestych ubiegłego stulecia. 0 ich przydatności zdecydowała bardzodobra odporność korozyjna w środowisku tkankowym.

W początkowym okresie stosowania stopów tytanu zastrzeżenia budziłyzbyt niskie własności mechaniczne w odniesieniu do pozostałych tworzywmetalicznych rozpowszechnianych w chirurgii . Badania metaloznawcze na dtymi stopami dały podstawę do kontrolowanego i sterowanego kształtowaniaich struktury, a przez to także uzyskiwania korzystniejszego zespołu włas-ności użytkowych. Na dobrą jakość stopów wpływ wywarł również postęptechniczny.

Wieloletnie obserwacje kliniczne stopów tytanu, w szczególności w od-niesieniu do ich biotolera ncji , zdecydowały o umieszczeniu ich w grupie two-rzyw o perspektywicznym znaczeniu dla medycyny. Zrozumiałe jest więcduże zainteresowanie tymi stopami. Im też poświęca się najwięcej uwagi wprowadzonych b adaniac h i obserwacjach klinicznych. Podkreślić dodatkowo

należy, że mają one mniejszy ciężar właściwy w porównaniu ze stopami naosnowie żelaza i kobaltu, co stanowi ważną zaletę tworzywa wykorzystywa-



' 2 . 2 . C h a ra k t e ry s ty k a własn ośc i b io m a te r i a łó w me ta l i c z n y c h 33

nego w alloplastyce. Mały ciężar endoprotezy zwiększa niewątpliwie komfortjej użytkowania.Ze stopów tytanu w głównej mierze produkowane są endoprotezy stawowe.Wielu producentów wytwarza z nich także elementy do zespalania odłamówkostnych. Ty tan i jego stopy znalazły również zastosowanie w protetyce sto-matologicznej, kardiochirurgii i kardiologii zabiegowej.

2.3.3.1. Tytan

Tytan występuje w dwócłi odmianach alotropowych a i (3. O d m i a n a a jes ttrwała do temperatury 882° C i krystalizuje w sieci heksagonalnej A3 . O d-miana fi natomiast jest trwała od 882° C do temperatury topnienia 1668° Ci krystalizuje w sieci regularnej, przestrzennie centrowanej A2. Tytan magęstość zależną od odmiany alotropowej i czystości, zmienną w granicach4,3 do 4,5 g/cm 3 . W chirurgii na implanty stosowany jest głównie tytan te-chniczny. Wyróżnia się cztery gatunki tytanu różniące się stężeniem węgla,żelaza, azotu, wodoru i t lenu (tabl.2.8.) . Z uwagi na trudności dokładne-go określenia stężenia gazów tytan techniczny klasyfikuje się na podstawiewłasności mechanicznych (tabl.2.9.) . Tytan szybko się umacnia pod wpły-wem przeróbki plastycznej na zimno. Przykładowo wytrzymałość na roz-ciąganie prętów prasowanych na zimno w stanie wyżarzonym wynosi oko-ło 420 M Pa. Po 85% zgniocie z kolei wytrzymałość na rozciąganie osią-ga 856 MPa. Skutki zgniotu usuwa się przez wyżarzanie rekrystalizujące,najcz ęściej w zakre sie te mp er atu r 600 do 700° C, zależnie od ilości zanie-

czyszczeń. Przeróbka plastyczna na gorąco tytanu technicznego może byćprzeprow adzona w zakresie temp erat ur 750 do 1000° C. Przy doborze w a-runków odkształcania plastycznego tytanu należy uwzględnić jego specyfi-czne własności, a mianowicie:

- alotropię i związaną z nią różną podatno ść na od kształcen ia,

- wyso ką granic ę plastycz ności zbliżoną do wytrzym ałości na rozciąga-

reaktywność chemiczną z gazami atmosferycznymi już przy tempera-turze powyżej 120° C.

Odporność tytanu na korozję chemiczną jest bardzo dobra. Wykazuje cał-kowitą odporność na wilgotny chlor, dwutlenek chloru, kwas podchlora-wy, chlorowaną solankę, roztwory chlorków: NaCl, KCl, MgCl2, BaCl2,

NH4CI, CuCl'2, ZnCh, FeC /3, a także siarczki, siarczany i podchloryny so-du w szerokim zakresie stężeń i temperatur. Ponadto tytan jest odporny na




Stężenie masowe, %G a t u n e k Norma Ro k

0 Nb Al Fe H C N TiG a t u n e k Norma Ro k

<0,18 <0,20 <0,015 <0,10 <0,03 reszta Grade 1 ISO 5832/2A S T M F 6 7

19781995


19781995


19781995

<0,40 <0,50 <0,015 <0,10 <0,05 reszta Grade 4 AS TM F 67 1995

<0,05 <0,50 <0,015 <0,10 <0,05 reszta Grade 4A,4B

ISO 5832/2 1978

<0,50 <0,20 <0,015 <0,08 reszta Grade T1-T5 BS 3531-2 1983

<0,50 <0,40 <0,01 <0,10 <0,03 >99,2 Oualitst 1Oualitat 2

SN V 056507 1975

<0,13 3,54,5 5,56,5 <0,25 <0,0125 <0,08 <0,05 reszta AST M F I 36 1984

<0,20 3,54,5

5,56,75

<0,30 <0,015 <0,08 <0,05 resztaGrade TA 1

ISO 5832/3BS 3531-2

1978

<0,20 3,54,5

5,56,75

<0,20 <0,015 <0,10 <0,05 reszta Casting AS TM FI 108 1997

<0,20 •5,57,5

5,56,5

<0,25 <0,009 <0,08 <0,05 reszta SNY 056512 1987

Tab. 2.8. Skład chemiczny znormalizowanego tyta nu i jego stopów przeznaczonychna implanty wg [58 4 62].

Gatunek StanWytrzymałośćna rozciąganieRMmin, MPa

Granica plastycznościRo.2 mm, M Pa

WydłużenieAi,%

1 wyża rzo ny 240 170 24

2 wyżarz ony 345 230 20

3 wyżarzony 450 300 18

4 a wyżarzony 550 440 154 b o d k s z t a ł c a m ' 6 8 0 520 10

Tab. 2.9. Własności mechaniczne tyt anu technicznego wg [58,59].

działanie wody morskiej, kwasu azotowego o dowolnym stężeniu w różnychtemperaturach, roztopionej siarki, siarkowodoru, dwutlenku siarki, amonia-ku, nadtlenku wodoru. Na tytan działają jednak kwasy: siarkowy, solny, or-tofosforowy, fluoromrówkowy, szczawiowy, trójchlorooctowy i trójfluorooc-towy. Tytan jest odporny na: korozję wżerową, międzykrystaliczną i naprę-żeniową |22], Podobną odporność korozyjną wykazują stopy tytanu.

2.3.3.2. Stopy tytanu

Techniczne stopy tytanu próbowano początkowo klasyfikować według skła-du chemicznego, a następnie według własności mechanicznych. Opracowa-

no również tzw. praktyczną klasyfikację stopów tytanu, uwzględniającą obawymienione kryteria. Ostatecznie jednak klasyfikację stopów oparto na kry-



' 2 . 2 . C h a ra k t e ry s ty k a własn ośc i b io m a te r i a łó w me ta l i c z n y c h 35

terium strukturalnym w stanie równowagi i ta jest powszechnie stosowana.Wyróżnia się trzy rodzaje struktur w zależności od składu chemicznego, amianowicie: stopy jednofazowe a , dw ufazowe a + /3 i jednofazowe stopy p.

W chirurgii kostnej zastosowanie znalazł głównie stop Ti — 6A I — 4V[61,62] o strukturze dwufazowej a + p, znany także pod nazwą, handlowąPro tasu l 64W F. Prowadzone są także intensywne badania nad nowymi ga-tunkami stopów, a mianowicie Ti — 6A l — 7Nb, rozpowszechnianego już podnazwą handlową Protasul R 100, Ti - 6,4/ - (4 4- 9)Nb, Ti - 6 A l - (3 -f-6)Nb - (1 4 6 ) T a , [63] oraz Ti - 5A l - 2, 5 F e [64,65]. Stopy te zalicza się

także do dwufazowych.Stopy dwufazowe poddaje się obróbce cieplnej, na którą składają się

zabiegi przesycania i starzenia. Przesycanie polega na nagrzaniu stopu dotempera tur i s tn ien ia fazy P lub też do obszaru dwufazowego a + P, ujed-norodnieniu i następnie szybkim chłodzeniu. Po zabiegu tym otrzymuje sięmieszaninę faz a + P, gdy zawartość składników stopowych będzie utrzymy-wana w granicach obszaru dwufazowego, bądź jednorodną fazę /3 , w przy-padku gdy zawartość składników stopowych będzie w granicach obszarudwufazowego, lecz bliżej granicy P( a + (3). W obu jednak: wypadkach faza(3 jest niestabilna i przy kolejnym podgrzaniu podlega procesowi starzenia.

W stopach z wanadem, niobem i tantalem przy szybkim chłodzeniu, wszczególności, gdy stężenie tych pierwiastków warunkuje strukturę a + (3 ,faza (3 może przejść w fazę a' drogą przemiany bezdyfuzy jne j typu mar ten-zytycznego. Faza jest miękka i ciągliwa. Aby do tego nie dopuścić, stężenie

pierwiastków stopowych powinno być większe od tzw. krytycznego, tak bytempera tura począ tku przemiany (3 —> a' była niższa od pokojowej.

Starzenie polega na nagrzaniu przesyconego stopu do obszaru dwufa-zowego a + P, a więc do zakresu temperatur od 400 do 600° C [66]. Podczasstarzenia zachodzi częściowa przemiana metastabilnej fazy (3 . Wydzieleniaumacniają stop. Własności stopu po starzeniu zależą od postaci wydzieleńfazy oraz relacji ilościowych pomiędzy fazą a i (3 . Wytrzymałość stopówmoże być zwiększona do 35%, przy równoczesnym zmniejszeniu ich ciągli-wości.

Stopy dwufazowe podlegają także umocnieniu przez zgniot, a także wy-żarza się je rekrystalizująco i odprężająco. Spawalność stopów a i (3 wyko-rzystywana jest niekiedy do łączenia elementów endoprotez i zależy prze-de wszystkim od stężenia zawartości pierwiastków stabilizujących fazę p.Przy łącznym stężeniu tych pierwiastków poniżej 3% stopy o strukturzea + P są mniej wrażliwe na szybkość chłodzenia po spawaniu, a wykonane

złącza wykazują dobre własności mechaniczne. Dla większych stężeń pier-wiastków stabilizujących fazę p stopy po spawaniu muszą być poddane ob-



36 2. B i o m a t e r i a ł y m e t a l i c z n e

róbce cieplnej.Podatność na odkształcenie plastyczne stopów na osnowie tytanu zależy odwielu czynników, takich jak: skład chemiczny i fazowy, temperatura i szyb-kość odkształcania oraz sposobu odkształcania. Do efektów odkształcaniaplastycznego odnoszą się także: anomalny przebieg tego procesu, przemianyfazowe pod działaniem naprężeń wewnętrznych i podatność materiału dotworzenia tekstury.

Kucie tytanu i jego stopów jest najb ardz iej rozpowszechnionym proce-sem przeróbki plastycznej. Nagrzewanie materiału prowadzone jest w pie-

cach z atmosferą powietrza lub korzystniej w atmosferach obojętnych dozakresu te mp era tury 750-1000° C, a dla wlewków wstępnie przekutyc h d o700-900° C.

Za pomocą walcowania wykonuje się taśmy, kształtowniki i blachystanowiące materiał wyjściowy do produkcji implantów. Powierzchnia ma-teriałów przed walcowaniem powinna być pozbawiona zgorzeliny i warst-wy nasyconej gazami. Pozostawienie ich jest najczęściej przyczyną inicjacjipęknięć i rys na powierzchni wyrobów. Dla grubych wyrobów temperatu-ra początku walcowania waha się w granicach 1050 4- 1100° C, dla cienkichnatomiast nie powinna przekraczać 1000° C.

Prasowanie wypływowe jest szczególnie szeroko stosowane do tytanui jego stopów, gdyż wy pełn iają one dobrze matryce , dzięki czemu łatwoosiągana jest duża gładkość powierzchni i mała tolerancja wymiarów. Tąmetodą wytwarza się pręty i kształtowniki. Materiałem wyjściowym są dok-

ładnie obrobione wlewki lub odkuwki pos iadające fazę na powierzchni czoło-wej, któr a ułatw ia smarow anie m atrycy, a przez to zmniejsza się siła naciskuw początkowym okresie wyciskania. Zakres temperatur prasowania wypły-wowego dla ty tan u technic znego mieści się w przedzia le 925 4 1035° C, ad la s topów o s t ruk turze a + (3 w zakresie 900-^960° C. Po prasowaniu prze-prowadza się wyżarzanie przy temperaturach 650-^760° C z chłodzeniem wpowie t rzu .

Ciągnienie drutów lub prętów prowadzi się zarówno przy temperaturachotoczenia, jak też w podwyższonych 300 4 400° C. W pewnych wypadkachstosuje się również ciągnienie na gorąco w zakresie 550 - 750° C dla tytanutechnicznego i 650 - 850° C dla jego stopów. Podczas ciągnienia przy tem-peraturach podwyższonych i na gorąco podgrzewa się również ciągadło dotemperatur 200 4 250° C.

Ogólnie dla wszelkich zabiegów przeróbki plastycznej powierzchnie ty-tanu i jego stopów mus zą być dokład nie oczyszczone, a czasami naw et po -

lerowane, co jest w arunkiem o trzym ania wyrobów dobre j jakości.Skład chemiczny stopu Ti — QAl — 4V (tabl.2.8.) oraz własności me-



' 2 . 2. C h a ra k t e ry s ty k a w ła sno śc i b io m a te r i a łó w me ta l i c z n y c h 37

Wytrzymałość na rozciąganie Granica plastyczności Wydłużenie

Rm min, M Pa /?o,2 min, M Pa A5 min, %

860 780 10

Tab. 2.10. Własności mechaniczne stopu Ti — 6A I — 4V wg [61,62],

chaniczne (tabl.2.10.) dostosowane zostały do wymagań chirurgii kostnej.S top ten pos iada s t ruk turę dwufazową a + jd. Faza (3 uzyskiwana jest przezwprowadzenie określonej ilości pierwiastków stabilizujących. Do nich za-

liczyć można wanad, który bardzo dobrze rozpuszcza się w Tip. Alumi-nium w tym stop ie zmniejsza jego ciężar właściwy, umacnia fazę a zarównoprzy temperaturze pokojowej, jak i podwyższonej oraz polepsza jego obra-bialność. Obniża także temperaturę przemiany martenzytycznej Ms, dzię-ki czemu w stopach dwufazowych z aluminium ze stabilizującym fazę (3wanadem można uzyskać poprzez przechłodzenie jednorodną fazę /?, trwałąprzy temperaturze pokojowej, bez obawy inicjacji przemiany bezdyfuzyjneja —* o!. Aluminium jako dodatek stopowy rozpuszcza się w szerokim za-kresie zarówno w Ta, jak i Tip.

Stop Ti — 6 A l — 4V otrzymuje się przez wprowadzenie dodatku alu-min ium, umacnia jącego roz twór s ta ły o raz podwyższa jącego tempera turęprzemiany (3 —> a + /?, a następnie dodaje się wanadu. Skład fazowy stopuTi — 6A I — 4V oraz otrzymywane struktury zależą od zastosowanej obróbkicieplnej. Wanad obniża tem per atur ę przemiany marte nzyty cznej (a + /?) —>od [67],

Dodatkowe możliwości kształtowania struktury i własności stopudostarcza zabieg starzenia a także przeróbka plastyczna. Temperatura prz-eróbki plastyc znej i wielkość gniotu decy dują o przebiegu przem ian wydzie-leniowych oraz kształtowaniu struktury (rys.2.6.) .

Procesy wydzieleniowe w stopie m ożna więc łączyć efektywnie z innymizabiegami dla właściwego kształtowania struktury i własności użytkowychstopów (tabl.2.11).

2 . 3 . 3 . 3 . S t o p y n a o s n o w i e t y t a n u n o w e j g e n e r a c j i

Stop Ti - 6AI - 4V już w latach 80-tych traktowany był jako tworzywomodelowe wykorzystywane w alloplastyce stawowej, a głównie stawów bio-drowego i kolanowego. W obserwacjach klinicznych postrzegano jednak ase-ptyczne obluzowanie endoprotez. W wyniku tego powolnego procesu po-jawiły się zaburzenia funkcjonalne zespolenia kość- endoproteza. Proble-

matyka trwałości zespolenia pozostaje wciąż nie rozwiązana i mieści się wsferze zainteresowań czołowych ośrodków inżynierii klinicznej. Zagadnienie




Rys . 2 .6 . S t r uk t u r a s t opu Ti — 6 A l — 4V po różnych zabiegach obróbki c ieplne j :a ) ma r t e nz y t d r obnop ł y t kow y, b ) ma r t e nz y t g r ubop ł y t kow y, c ) s t r uk -t u r a z i a r n i s t a a + /? , d) s t ruktura a + a', mikroskop świe t lny.

to-jest dosyć złożone i obejmuje kwestie związane z rozwojem zmian zapal-no - degeneracyjnych, destrukcję kostną, aseptyczne obluzowanie, a przedewszystkim analizę biomechaniczną stawu. Pomimo ujawnianych trudnościalloplastyka stawu biodrowego stała się metodą powszechnie stosowaną i ak-ceptowaną. Szacuje się, że rocznie na świecie wykonuje się powyżej 500 tys.zabiegów totalnej alloplastyki tego stawu [68]. W USA zabiegi rewizyjne, awięc realloplastyk wskutek aseptycznego obluzowania endoprotez mieszcząsię w granicach 6% [69] do 30% [70], Zaznacza się też wzrost liczby totalnychalloplastyk stawu biodrowego rocznie o 5%, a ilość realloplastyk w 75% jestwynikiem aseptycznego obluzowania endoprotez [71,72], Rozważanie prob-lemu niezawodnej i trwałej alloplastyki totalnej stawu biodrowego ma dużąrangę społeczną i ekonomiczną. W związku z rozwojem komunikacji oraz

presją ekologiczną niepokojąco rośnie liczba młodych ludzi, którzy są bior-cami endopro tez .




Rodzajstruktury

Warunki obróbkicieplnej

Wytrzyma-łość narozciąganieR m MPa

Granicasprężys-tości

/?0,02 MP a

Granicaplastycz-ności

Ro.2 MPa

Wydłu-żenieA^ %

Modułspręży-stościE GPa

martenzyt oe'

drobnoptytkowy

przesycanie1Q50°C/15/H 20,przesycanie800°C/1h/H20,starzenie 500°C/h24h,

1142 997 10 76 5.4 121,3

martenzyt oc'

grubopłytkowy

przesycanie1050°C/15/H20,chłodzenie l°C/min.do 800°Cprzesycanie800°C/1h/H 20,starzenie 500°C/h24h.

985 870 94 1 2.1 119,0

ziarna a + 0

z teksturą

walcowanie800°C / H 2 0,gniot 92%przesycanie800°C/1h/H20,starzenie 50Q°C/h24h.

1069 1007 1063 6.0 112,9

ziarna a + 0

bez tekstury

walcowanie9 2 0 ° C / H2 0,gniot 92%przesycanie800°C/1h/H20,starzenie: 500°C/h24h.

1121 1019 1083 7,2 121,1

faza a+,8

martenzyt oe'

z teksturą

walcowanie800°C / H 2 0,gniot 92%przesycanie955°C/1h/H20 +800°C/1h/H 20.starzenie 500°C/h24h.

1120 1030 1081 5.6 115.1

ziarna a + ot'

martenzyt

bez tekstury

walcowanie9 2 0 ° C / H2 0.gniot 92%przesycanie955°C/1h/H 20 +800°C/1h/H 20,starzenie 500°C/24h.

1127 1040 1100 5.9 123,0

Tab. 2.11. Własno ści mechaniczne sto pu Ti-6A1-4V po różnych zabiegach techno-logicznych wg [63].

Postęp w alloplastyce jest związany niewątpliwie z doskonaleniem [74]:

- jakości endoprotez (właściwa relacja sztywności endoprotezy i struk-tur kostnych, a więc optymalnej cechy geometrycznej i własności bio-materiału dostosowane do stanu fizjologicznego kości),

- techniki operac yjnej (właściwe diagnozowanie struk tur kostnych i uk-ładu lokomocyjnego z uwzględnieniem kondycji zdrowotnej ogólnej,wieku, wagi pac jenta i jego fizycznej aktywności oraz odpow iednie in-strumentarium, a także doświadczenie chirurga).

Nie w pełni rozwiązane zostały zagadnienia biomechaniczne i mechanizmypowstawania defektów w alloplastyce stawu biodrowego. Pomimo już duże-



' 2. 2. C h a ra k t e ry s ty k a w ła sn o śc i b io m a te r i a łó w m e ta l i c z n y c h 41

Rys. 2.7. Porównawcze rozkłady sztywności giętnej trzpieni endop rotez oraz częś-ci bliższej kości udowej dla różnych wartości modułu sprężystości pod-łużnej wg [73,74].

Jednym z podstawowych kryteriów jakościowych biomateriałów metalicz-nych stosowanych w alloplastyce jest wytrzymałość zmęczeniowa. Cecha tapowiązana jest nie tylko z wytrzymałością biomateriałów, ale rozpatrywana

jest w odniesieniu do cech geometrycznych i konstrukcyjnych endoprotezyoraz techniki wytwarz ania. Kunze [76] przeprowadził ocen ę jakości najczęś-ciej stosowanych endoprotez stawu biodrowego pod względem odporności nakorozję zmęczeniową według obow iązującej normy DIN/ISO (28| . Badaniawykazały, że wytrzymałość zmęczeniowa zależy od rodzaju biomateriału,modelu endoprotezy oraz techniki wytwarzania (rys.2.8.) .

Kolejne zastrzeżenia w odniesieniu do stopu Ti — 6A I — 4V odnoszą siędo jego składu chemicznego, a głównie do udziału aluminium i wanadu. Ob-serwacje kliniczne dotyczące biotolerancji endopro tez z tego stopu wykazały,że wanad wywołuje reakcje cytologiczne i w konsekwencji zaburzenia neu-rogenne, a aluminium z kolei wpływa na rozmiękczenie kości, uszkadza ko-mórki nerwowe oraz niekorzystnie oddziaływuje na aktywność i funkcje en-zymów i neuroprzekaźników, a w konsekwencji wywołuje schorzenia mózgui naczyń krwionośnych.

Z uwagi na przytoczone trudności podejmowane są próby modyfikowa-nia składu chemicznego i fazowego stopów na osnowie tytanu. Już w latach




14

13

12

11

§ 10UJz QUJ a

U 8co° 7LU 'z

i 6>-

OT c* o<5 4

3

2

1

Rys. 2 .8. Odp orno ść na koroz ję zmęczeniową typowych mo del i endop rotez s taw ubiodrowego wytworzonych z różnych mater ia łów i według różnych tech-nologii w 0,9% NaCl w temp era tu rze 37 ± 1° C dla l iczby cykli 2 x 10 6

do 2 x 10 wg [76].

80-tych Semlitsch i współpracownicy [63) podjęli dosyć szczegółowe badaniastopów, w których wyeliminowano wanad, zastępując go niobem i tantalem.Badali stopy Ti-6Al-(3, 549 , 5 ) . /V6-( l46)Ta . Us ta l i l i warunki wytwarza-n ia s topów o s t ruk turze a + (3 o porównywalnej ilości fazy /3(10 4 12%) zes topem Ti — 6A I — 4V (9412, 5%). Badan e stopy wykazały znacznie korzyst-niejszy zespół własności mechanicznych, aniżeli uzyskiwany jest dla stopuTi — 6 A l — 4V i to zarówno wytrzymałościowych, jak i ciągliwości stopów.

Bada nia w środowisku chlorku sodu i chlorku żelaza wykazały ta kże do-brą odporność korozyjną tych stopów. Również ocena biotolerancji na zwie-rzętach doświadczalnych wypadła korzystnie. Badania potencjodynamicznewykazały lepszą odporność korozyjną wymienionych stopów, aniżeli stopuT — QA l — 4V (rys.2.9.).

W latach 90-tych na podstawie szczegółowej analizy obserwacji klini-cznych sprecyzowano bardziej obiektywnie własności biomateriałów meta-

licznych stosowanych w alloplastyce stawowej. Badania nad biotolerancjąstopów wskazały na potrzebę wyeliminowania aluminium ze składu chemi-

Su lzer MuSulzer Mu

Ger.125Ger.150

Zweymuiler

C o N iC rM oC o N iC rM o

Link SP Ti Al V P

Friedrichaft Slufensch. Ti Al V pMacron Mu. Konus Ti Al V p

Macron Mu. Konus 1,3974Su lzer Web S tuhm CoNiCrMo P

Aescu lap P M r i A i v P

Link Sp C o C rM o LAescu lap Na 135 C o C rM o L

Orth optant SF C o C rM o LLink St . Georg C o C rM o L

• S u lz e r Web Kotzt C o N iC rM o P* Sulzer Mu Stand C o N iC rM o P• L ink Lubinus C o C rM o Lo J r i /Downs Mu. Typ 2 C o C rM o L« Uni Ert Mu. Stand Tl Al Fe L

Aescu lap Na 115 C o C rM o L

Mu Stand 316 L P

P- przerabiane plastycznie. L- odlewane

2 x 106 2 x 1 0 7 L I C Z B A C Y K L I




Stopy o s t rukturze f i wykazują generalnie małą wytrzymałość zmęcze-niową w odnies ieniu do s topów o s t rukturze a/P - o porównywalnych grani-cach plas tyczności . Starzenie s topu w temperaturach poniżej przemiany Pzwiększa wytrzym ałość zmęczeniową metas tabi lnych s topów o s t ruk turze fa-zy p , które przemienia ją swoją s t rukturę na a/P, np. s tarzenie w warunkach530°C/16h powoduje zwiększenie wytrzymałości zmęczeniowej z 390 M P ado 650M Pa. Starzenie zwiększa jednak wartość E, a więc niweczy korzyściwynikające z minimalizowania tej wielkości poprzez udział fazy p.

Wytrzymałość zmęczeniową można również zwiększyć poprzez wprowa-

dzenie pierwiastków międzywęzłowych 0,C, N i H [77]. Ponadto o wytrzy-małości zmęczeniowej decyduje jakość powierzchni implantów. Dla różnychsposobów obróbki powierzchniowej tych stopów można uzyskać duże różnicezmian tej wielkości (tabl. 2.14).

W y t r z y m a ł o ś ć z m ę c z e n i o w aStop Obróbka powi erzchni Rj, M Pa dl a 10 7 c y k l i

Ti P o l e r o w a n i e m e c h a n i c z n e 2 3 4

Pol erow ani e e l ektrol i tyczne 200

P o l e r o w a n i e m e c h a n i c z n e p r e c y z y j n e 4 2 7Obróbka chemi czna 90

T i - 6 A 1 - 4 V O b r ó b k a c h e m i c z n a p r e c y z y j n a 3 5 2

S z l i f o w a n i e p r e c y z y j n e 3 1 0Pol erow ani e pastami o gradacj i 320-60 0 5 9 6Szl i fowani e z dogni atani em 55 5

Tab. 2.14. Wpływ sposobu obróbki p owierzchni implantu na wy trzymałość zmę-czeniową stopów tytanowy ch wg [77|.

Ty tan i jego stopy nie wyka zują dob rej odporno ści na ścieranie. W łaściwoś-ci tribologiczne są uzależnione od składu chemicznego i fazowego powłoki.Zużycie powierzchni imp lantu d ecyduje także o reaktywności produktó w ko-rozji ze środowiskiem tkanek i płynów ustrojowych, a więc determinuje bio-tolerancję. Na powierzchni tytan łatwo się utlenia i powstaje warstwa pasy-wna, którą można opisać formułą s techiometryczną Tż ] + < t 0 2 . Osiąga onagrubość około 5 nm po samorzutnej pasywacj i tytanu w powietrzu. Warst-wa ta posiada cechy półprzewodnika typu n. Szybkość rozpuszczania tegotlenku w płynach fizjologicznych przy pH = 7,4 os iąga 0,043 nm-cT 1 [78].Warstwa ta posiada budowę amorf iczną. Poprzez obróbkę e lektrochemicznąwytworzyć można fazę krystaliczną TiO 2 , którą z kolei przez redukcję moż-na przekształcić na szereg niestechiometrycznych tlenków tytanu o szczegól-

nym wzorze Ti n 0 2 n-i- Tlenek ten w zależności od pH płynów ustrojowychpodlega dalszej hydrolizie. Mogą powstać różne związki o odmiennych włas-




Orubośćwarstwy Proces Przykładowa technika

1 mm wtapianie gazowe, plazmowe

100 (im napylenie powierzchni laserowe, wiązką elektronową

3-70 lim obrób ka cieplnocherriiczna azotowanie, obróbka w kaoielach solnych. CV D,HTTl hartowanie indukcyjn e ( <l| im ) , utlenianie

10 pm platerowanie (napawanie) twardy chrom1 pm P V D napylanie, rozpylanie kodowe, implantacja jonowa

100 mu implinitacjii jonowa, utlenianieanodowe, trawienie

implantowanie joriów C , N

Tab. 2.15. Skład fazowy tlenków na stopach tytanowy ch wg [79|.

nościach fizykochemicznych [79). Wprowadzenie pierwiastków do stopów ty-tanowych zmienia skład fazowy warstwy tlenkowej (tabl.2.15.).

Wyniki badań nad biotolerancją prowadzone w osta tnich la tach w skazu-ją na potrzebę wyel iminowania Al, V i M o ze s t ruktury chemicznej s topówtytanowych w celu minimalizowania po wikłań odczynowych. Wprowadzeniew ich miejsce Nb i Zr, a więc pierwiastków dobrze tolerowanych, przyczynias ię ponad to do zwiększenia odporności na korozję s topów. W arstwy p asywnez udzia łem tych pierwias tków są t rwałe , posiadają dobrą adhezję do meta-licznego podłoża i cechują się małą szybkością rozpuszczania w płynach fiz-jologicznych i tkankach. Ostateczna ocena biotolerancji stopów nowej gene-racji wymaga jednak długoletnich obserwacji i wyjaśnienia szeregu kwestiizwiązanych z procesami immunologicznymi.

Jednym ze sposobów ograniczenia ilości produktów korozji, a w szcze-gólności ciernej jest utwardzenie powierzchni implantów stosowanych w allo-plas tyce . Opracowano szereg metod obróbki powierzchniowej , które umoż-liwiają utwardzenie powierzchni na różną głębokość, uzyskując warstwy oróżnych cechach tribologicznych (tabl.2.16).

W podsumowaniu dotychczasowych efektów modyfikacj i s t ruktury po-wierzchni celem poprawy własności tribologicznych można stwierdzić, że do-minujące znaczenie m ają wars twy z udzia łem t lenu i azotu. Nie utwardzo napowierzchnia tytanu z nies tabi lną, samorzutnie wytworzoną wars twą t len-ków zawierających Ti02, TiO i T ż 2 0 3 na głębokości 1,5 4 5 nm osiągatwardość około 350HV.

Poprzez dy fuzyjn e utlenianie uzysk uje s ię warstwę wzbogaconą w t len ogrubości ok. 50 pm o twardości 9 00 / /V . D yfun dujący t len s tabi l izuje heksa-gonalną fazę a i redukuje także ilość fazy (3. Utwardzenie powierzchni przezut lenianie zmniejsza współczynnik tarc ia w kontakcie z panewką z pol i -etylenu oraz zwiększa odporność na ścieranie powierzchni tytanowego stopunawet w kontakcie z cementem kostnym zawierającym 10% fazy ZrO-2. Nie

zmienia się przy tym odporność powierzchni stopu na korozję wżerową przezzmniejszenie potencja łu przebic ia (ok. 2Q00mV). Nie stwierdzono także




O s n o w a F a z a u m a c n i a j ą c a

T y p 1 . Pr a w i e o bo j ę t ne ko m po z y t y

Pol i sul fon Wł ó k n a w ę g l o w e

Pol ie tylen Wł ó k n a w ę g l o w e

Pol imetakrylanm etylu Wł ó k n a w ę g l o w e

Wę g i e l Wł ó k n a w ę g l o w e

Wę g i e l S iC

Ż y w i c a e p o k s y d o w a A ł j O j i s t a l a u s t e n i t y c z n a

T y p 2 . Po r o w a t a c e r a m i ka o bo j ę t na

K o r a l H A ( h y d r o k s y a p a t y t ) [ Po l i L - l a k t y dT y p 3 . K o m po z y t y b i o a kt y w ne

Bioszkło Włókna ze s ta l i aus teni tycznej

Bioszldo Wł ó k n a t y t a n o w e

K o l a g e n H A

Pol ie tylen H A

Po l i m e t a k r y l a n m e t y lu Fo s f o r a n o w o - k r z e m i a n o w e s z k ł a a p a t y t o w e

Po l i m e r Sz k ł o f o s f o r a n o w e

H A / k o l a g e n Ż e l a t y n a - r e s o c y n o w o - f a r m a d e h y d o w a

A W/ s z k l o c e r a m i c z n e H a r t o w a n e s z k ł o Zr O ,

T y p 4 . K o m po z y t y r e s o r bo w a l ne

P L A / P G A P L A / P G A w ł ó k na

Pol thy droks ybutur a t H A

P L A / P G A H A

Tab. 2.16. Sposoby modyfikacji powierzchni implantów z tyt anu i stopów ty-

tanowych wg [80].negatywneg o oddziaływa nia warstwy dyfu zyjn ej na wytrzyma łość zmęcze-niową, korozję naprężeniową oraz zmęczeniową [80]. Badania tribologiczneprowadzon.e dla stopu Ti - 6 Al - 7 Nb wykazały, że zużycie cierne w kon-takcie z powierzchnią panew ki polietylenowej jest mniejsze ( U H M W P E wgISO 5834) i występuje dla pary z udziałem stopu Co — '28Cr — 6Mo. Dla tejpary uzyskano najkorzystniejsze rezultaty tr ibologiczne. Wynik oceny bioto-lerancji utwardzonej dyfuzyjnie tlenem powierzchni stopu Ti - 6Al - 7 Nbpo 10-letniej obserwacji był także dobry.

Utwardzanie azotem powierzchni stopu Ti — 6AI — 7Nb możliwe jestw procesie PV D lub też przez implantowanie go energią 35 do 160 keVi dawką 8 x 10 16 do 3, 5 x 10 1 7 J V + / c m 2 . Metoda PVD umożliwia uzyskanieutwardzony ch warstw o grubości ok. 3 /.im i twardości około 2200/7 V. Zas-tosowanie metody implantacji jonowej pozwala na uzyskanie warstw o gru-

bości około 500 tira oraz tw ardości około 6807/ V. Tą m eto dą możliwe jes tuzyskanie warstw o grubości 1 / rm [80],




Rys. 2.12. Schemat przebiegu jednokierunkowego efektu pamięci kształtu : AB -sprężyste odkształcenie fazy macierzystej, BC - przemiana marten-zytyczna lub reorientacja martenzytu powstałego podczas hartowa-

nia, CD - sprężyste odkształcenie martenzytu, DE - zanik odkształce-nia sprężystego martenzytu, AE - zanik pozostałego odkształceniapodczas odwrotnej przemiany martenzytycznej lub jego reorientacji,FG - zmiana odkształcenia podczas odwrotnej przemiany martenzyty-cznej, GH- nieodwracalne odkształcenie plastyczne, A s - temperaturapoczątku tworzenia fazy macierzystej, Aj - temperatura końca prze-miany w fazę macierzystą, £r - odkształcenie maksymalne.

Wielkość naprężeń w punkcie B, który odpowiada początkowi przemianyfazy macierzystej w martenzyt, jest funkcją temperatury. Naprężenie wzras-ta ze wzros tem tempera tury . Natomias t d la mar tenzy tu o t rzymanego drogąhartowania, wielkość naprężeń w tym punkcie określona jest naprężeniempotrzebnym do przemieszczania granicy płytki martenzytu lub bliźniaka.Temperaturowa zależność tego naprężenia określona jest zmianą stałychsprężystości martenzytu [84].

Wykorzystując jednokierunkowy efekt pamięci kształtu, należy mieć na

uwadze dodatkowe efekty praktyczne, a mianowicie fakt, że odzysk kształ-tu nie jest w pełni idealny. Wielkość odzyskiwanego kształtu uzależniona




P O T E N C J A Ł , m V

Rys. 2.15. Cykliczne krzywe polaryzacyjne stopu NiTi oraz stali AISI-316L wroztworze 0,9% NaCl przy temperaturze 40° C otrzymane przy ciągłejzmianie potencjału 500mV/h, E p - potencjał pasywacji, Eprz - poten-cjał przebicia wg [85].

z pamięcią kształtu pod wpływem przemian zachodzących po ich zastosowa-niu w chirurgii kostnej. Badania te prowadzone były głównie przez InstytutTechniki Medycznej firmy Krupp. Rozważano i badano przydatność stopuNiTi na: płytki zespoleń dociskowych [87], płytki do zespoleń dociskowychdla chirurgii twarzowo-szczękowej [88], stabilizator Harringtona do leczeniaskolioz [89], igły śródszpikówe [90,91], klamry do osteosyntezy oraz tulejkidystansowe do kręgosłupa [92],

Zakres temperatur przemian fazowych stopu NiTi powinien się mieścić

pomiędzy -50 do +170° C i jest warunkiem jego przydatności w zastosowa-niach na implanty ortopedyczne. Jedynie w tym zakresie istnieje praktycz-



2 . 4. B i o m a t e r i a ł y m e t a l i c z n e w z a s t o s o w a n i a c h k o m p o z y t o w y c h 55

na możliwość regulowania dopływu ciepłai sterowanie procesem odzyskukształtu podczas operacji . Zasadniczym problemem stosowania implantatówze stopów z pamięcią kształtu jest sposób nagrzewania warunkujący realiza-cję określonych zjawisk strukturalnych. Skład chemiczny stopu NiTi możnatak dobrać, aby przemiany realizowały się w zakresie temperatur zbliżonychdo temperatury ciała pacjenta, nie narażając tkanek na efekty niekorzyst-nych zmian termicznych.

Do sposobów regulacji temperatury implantu zaliczyć można nagrze-wanie go poprzez bezpośrednie doprowadzenie ciepła za pomocą sondy kon-

taktowej nagrzewanej oporowo prądem elektrycznym. Sposób ten okazał sięszczególnie przydatny do nagrzewania klamer [92], Inną metodą jest nagrze-wanie implantu poprzez wykorzystanie ciepła przepływającej wody, dopro-wadzonej ssawkami lub przy użyciu diatermii.

Druty łukowe wykonane ze stopu NiTi są coraz bardziej popularne wortodoncji w celu korekcji wadliwego zgryzu. Druty w stanie martenzytycz-nym są spłaszczone przez walcowanie, osiągając 30% zgniot, przy którymzapewnia się też stan pseudosprężystości. Po odkształceniu o kąt 90° drutypowracają całkowicie do pierwotnej postaci, w przeciwieństwie do drutów zestali chromowo-nikłowo-molibdenowej, które po zos tają zgięte o kąt 55° [84].

Nowe możliwości aplikacji medycznych stopów z pamięcią kształtu nakanwie doświadczeń klinicznych z ostatnich lat zostały syntetycznie omó-wione przez Morawca [93].

Implan ta ty ze s topu NiTi muszą być nieco odmiennie sterylizowane.Dla nich optymalna okazała się sterylizacja promieniami radioaktywnymilub za pomocą specjalnego gazu albo też pary wodnej.

2 . 4 . B i o m a t e r i a ł y m e t a l i c z n e w z a s t o s o w a n i a c h k o m p o z y t o -w y c h

Biomateriały funkcjonalne w szczególności przeznaczone do długotrwałegoużytkowania wytwarzane są ostatnio w układach kompozytowych - tab.2.17.Najczęściej trzon nośny implantu wykonany jest z biomateriału metalicz-nego lub polimerowego i przenosi obciążenia mechaniczne, natom iast powie-rzchnia pokrywana jest warstwą bioceramiki. Tego typu implanty stosowanesą w chirurgii kostnej, protetyce stomatologicznej i kardiochirurgii . W tab-licy 2.18. przedstawiono kompozyty bioceramiczne nanoszone na podłożebiomateriałów metalicznych.

Na powierzchnie implantów metalicznych nanoszone są również prosz-

kowe powłoki metaliczne o różnej postaci ziarn, najczęściej przez napylanieplazmowe (rys.2.16), które pozwala na otrzymanie zróżnicowanej fraktogra-




fii. Jakość powierzchni dostosowan a jest c zęsto do postaci i funkcji użytkowejimplantu. Wielkość porów powłok metalicznych mieści się w granicach 200do 500 /im. Wytrzymałość na ścinanie tkanki kostnej wrastającej zależy odgłębokości wrastania do warstwy porowatej - rys.2.17.

Rys. 2.17. Wytrzymałość na ścinanie tkanki kostnej wrastającej do metalicznejwarstwy porow atej o różnej wielkości por wg [95).

Istnieje także duża grupa biomateriałów metalicznych, które znalazły zas-tosowanie w protetyce stomatologicznej, a także w mniejszym stopniu uży-wane są jeszcze w stomatologii zachowawczej do wytwarzania amalgamato-wych wypełnień zębów. Dla celów protetyki stomatologicznej biomateriałyogólnie muszą spełniać następujące wymagania:

• brak inicjacji niekorzystnych reakcji w tkankach okołowszczepowych,

• dobr a biotolerancja w tkankach i płynach narządu stomatologicznego,

• określony zespół własności mechanicznych (wytrzymałość na ściska-nie, rozciąganie, ścinanie, zginanie, ciągliwość, twardość i odpornośćna ścieranie),

• odpowiednie własności fizykochemiczne powierzchni implantu final-nego,

• możliwość dokonyw ania protetycznych uz upełnień w braku uzębienia,

• określone i trwałe cechy estetyczne,• określone własności organoleptyczne (smakowe i zapachowe).



2 .4 . B i o m a t e r i a ł y m e t a l i c z n e w z a s t o s o w a n i a c h k o m p o z y t o w y c h 61

G r u p a t w o r z y w R o d z a j b i o m a t e r i a ł u

Metale i s topy

• s topy z metal i sz lachetnych na osnowiez ł o t ap a l l a d usrebra

• s topy z metal i nieszlach etnych na osnowie:- piklu ( z dodatkiem Cr . Mo, Nb)- kob al tu (z dodatkiem Cr , Mo)- tytanu (czys ty Ti . s topy z dodatk ami Al , V, Nb , Ta)- żelaza (z dodatk ami Cr . Ni , Mo)

Tw o r z y w a s z t u c z n e

• p o l i m e t a k r y l a n m e t y l u ( PM M A )• m i e s z a n i n y p o l i m e r ó w ( PM M A / c h l o r e k

winyl u/winyl oaceta t )

• k o m p o z y t y B1S-C1MA z p i r o g e n n y m S i 0 2

C e r a m i k a m i n e r a l n a

• skaleń potaso wy bez kaol inu• ceram ika szklano-kry s ta l i czna• ceram ika szkl i s ta• r d z e n i o w a c e r a m i k a g l i n o w a• c e r a m i k a l e u c y t o w a , k o n w e n c j o n a l n a

Tab. 2.20. Podstawowe biomateriały kliniczne stosowane w protetyce stomatolog-icznej.

Do tworzyw niemeta l icznych za l iczyć można mater ia ły akrylowe, e las tycznepolim ery oraz bioceramikę. Z kole i do biomate r ia łów m eta l icznych za l icza-my meta le sz lachetne , jak z łoto, pla tyna i s rebro oraz ich s topy. Pozosta łe

tworzywa na osnowie niklu, kobal tu i że laza w kompozycj i z innymi tworzy-wami zes tawiono w tabl .2.20.

Stopy na osnowie meta l i sz lachetnych: na osnowie z łota , pla tyny i s rebras tosowane w s tomatologi i uważane są jako mater ia ły uniwersa lne . Można zn ic h w ytw a rz a ć w s z ys tk ie rodz a je p ro te z s t a łyc h ora z n ie k tóre e l e me ntyprotez ru chom ych. C echu je je dobr a le jność i ma ły skurcz odlewniczy orazdobra odks z ta łc a lność p la s tyc z na konie c z na prz y formow a niu pro te z y . Wy-ka z ują t a kże dobrą b io to le r a nc ję w środow is ku j a my us tne j . W s k ła d s topówna osnowie z łota wchodzą takie meta le , jak pla tyna , pa l lad, i ryd i rod orazw mnie jsze j i lośc i s rebro, miedź i nikie l . W s tomatologi i obowiązuje zasada ,że ich udzia ł masowy w s topie nie może przekraczać 25%, co gwarantujemożliwość uzyskania s topu z łota o próbie 750, tzn. 18 kara tów.

Pierwias tki s topowe w s topach z łota korzys tnie zwiększa ją własnościme c ha nic z ne i obn iża ją t e m pe ra turę topnie n ia . D o typow yc h s topów de n-tys tycznych na osnowie z łota za l iczamy: AulOPd, AuSOPt, Au4Cv,6Ag,

AullAg9Cu4 Pd2PtlZn, Au{S + 1 0 ) P t . Stopy miękkie to takie , w którychstężenie dodatków s topowych nie przekracza 10%. Wytrzymałość na roz-




c iąganie tych mater ia łów wynosi Rmr = 2 5 0 M P a . Stopy o konc e nt r a c j ipowyżej 10% uważane są za twarde a ich wytrzymałość na rozc iąganie mawartość ok. /?.„„• = 780 M P a . Do s topów na osnowie pla tyny za l iczamyPtbAu i PtlOAu ora z Ptblr, PtlOIr, Pt'20Ir, a t a kże Pt5Rh, Pt7Rh,PtlORh i Pt'2QRh. Ich własności mechaniczne są zbl iżone do s topów na os-towie z łota-miękkich i twardych, a ich wytrzymałość na rozc iąganie zmieniasię w zakresie Rm = 246 4- 785 M P a .

Stopy pa l l a dow o-s re brne pe łn ią ro lę z a s tępc z ą s topów na os now ie z ło tai uwagi na niższą cenę, lecz ma ją porównyw alne w łasności f izykochemiczne

bio to le r a nc ję . D o pods ta w ow yc h s topów te j g rupy z a l i c za my Ą ry( l 54— 30) ,Pd(0 4 2 5 ) , A u ( 0 4 l 0 ) , C m ( 0 4 5 ) , Pt { 0 4 1). S topy t e w yka z ują odpornośćkorozyjną i biotolerancję porównywalną ze s topem z łota próby 750.

D o s topów s toma to log ic z nyc h z me ta l i n i e s z la c he tnyc h s tos ow a nyc h wcompozycj i z bioceramiką na leżą s topy na osnowie niklu i kobal tu. Do s to-gów na os now ie n ik lu z a l i c z a my iV ż(20424) , C r (649) , Mo(l + 3)SiQ, 5 C e ,na tomia s t do s topu na os now ie koba l tu Co26Cr5Mo5WlSiO, 5Ce . S topy;e mają większą wytrzymałość na rozc iąganie w granicach Rm = 780 41 2 0 M P a i ciągliwość A$ = 5 4 12%. Są s tosowan e na odlewnicze e lemen tyneta lo we pr otez częściowych i ca łości protez szkie le towych.

Wymie nione b ioma te r i a ły me ta l i c z ne s tos ow a ne w s toma to log i i pos ia -ia ją skład chemiczny i własności mechaniczne zgodne z za leceniami norm) rz e dmiotow yc h ISO. N a jc z ęśc ie j j e dna k różni p roduc e nc i w ytw a rz a jąs topy o składz ie chemiczn ym i fazowym o raz własnościach f izykochemicz-

nych mieszczących s ię w ograniczonym zakres ie tole rancj i przewidzianej wnorma c h prz e dm iotow yc h , c z ęs to pos ia da ją okre ślone na z w y ha ndlow e , z a s -trzeżone prawami wytwórcy. W tab. 2.21 zes tawiono typowe s topy s tomato-ogic z ne prz e z na c z one na w yroby pro te tyc z ne , na tomia s t w t a b . 2 . 22 . s topyla ndlow e z me ta l i s z l a c he tnyc h s tos ow a ne pod w a r s tw y c e ra mik i de n tys ty-cznej.

2 .5 . B i o t o l e r a c j a b i o m a t e r i a ł ó w m e t a l i c z n y c h

f \vorzywo implantowane do tkanek i płynów us trojowych musi cechować s ięzgodnością bioe łektroniczną, a więc pos iadać odpowiednie własności e lek-tryczne (półprzew odniko we i piezoele ktryczne) oraz magnety czne , zbl iżoneio własności otacza jące j mater i i ożywionej na jczęście j o cechach die lektry-c z nyc h . Pona dto dobra ny w s pos ób kont ro low a ny na ka nw ie a na l i z y b iome -'hanicznej zespół własności mechanicznych tworzywa powinien zapewniać

;a kże dobrą w s półpra c ę w ukła dz ie impla n t - t ka nki - p łyny us t ro jow e , k tó resą nieodzowne do urzeczywis tnienia biof izycznej współpracy i e las tycznego



'2 .5 . Biotoleracja biomateriałów metalicznych 6 3

Rodzajstopu

Typ

Nazwy

handlowestopu

St? enie masowe pierwiastków, %Tem-peratura

Grani-ca pla-stycz-

Wydłu-żenie

A 5 , %

Gęs-tość,

g/cm3

Rodzajstopu

Typ

Nazwy

handlowestopu

A u Pt P d A g Cr Ni Co innetopnienia«C

Twar-dośćH V

ności,R 0, 2M P A

Wydłu-żenie

A 5 , %

Gęs-tość,

g/cm3

J elenko 0 88 5 6 1 1260 182 450 5 19,2Stopyna

Degudent 78 10 9 1 2 1400 200 470 7(S) 18,0złota 84,100(H)

RxCG 87 7 5 1 1260 165 276 5

Cameo 53 27 16 4 1315 220 550 10 16,7

Ceramco 51 31 15 3 1400 130(S) 210 35(S) 14,5

Whitc 220(H) 425 10(H)

200(F)

RxWCG 52 30 14 4 1315 220 550 10 13,8

Stopypalladsrebro

J elstar 60 28 12 1370 189 462 20 10,7topypalladsrebro Degustar 52 38 10 1400 200(S) 390 25(S) 11.2

250(H) 560 10(H)

220(F)

RxPalladent B 60 28 12 1370 165 550 10 10,5

Stopyzłotopallad

Olympia 52 39 9 1343 220 272 20 13,5topyzłotopallad DevaM 47 45 8 1400 185(S) 370 31(S) 14,4

Stopyzłotopallad

275(H) 650 10(E)

260(F)

Sk45 45 45 10 1400 250 550 10 13.5

Stopnikiel-chrom

Wiron20 69 11 1370 240 510 9-12 7,8

Stopkobaltowy Wirobond 26 61 13 1427 350 420 9 8,8

Stopy Legacy 2 85 1 12 1343 270 658 20 11,0palladu

Deguplus2 1 1 80 18 260(F) 575 30(S) 11,5

260(S) 575 30(H)

260(H)

Aspen 6 1 i 75 7 11 250 21 11,0

Tab. 2.21. Skiad chemiczny i własności fizyczne typowych stopów stosowanych nawyroby protetyczne.




Nazwahandlowastopu

Zastoso-wanie

Stężenie pierwiastków. % wagowy g/cm3 Twardość HVazwahandlowastopu

StanZastoso-

wanie Au Pt Pd A g! Cu In Sn Zn Ga Re Ir Fe Ru I w a G/b

.Stopy o dużej zawartości 2łota pod bioceramikę

BiorplidKeramikK 99

Twardy 1,2 92,5 2.9 3.5 - - - 1 - - 0.1 - - - 13,3 85 150 155

BiorplidKeramik K

Twardy 1,2 86 12,5 - 1,5 - 19,2 90 170 150

OrplidKeramik 2

Twa rdy 1.2,4 87,5 11 - - • 1 - - - 0,5 - 19.1 90 175 175

OrplidKeramik 3

Bardzotwardy

1,2,3,4,5 84 8.2 4.7 0.5 0.1 2.4 - • 0.1 - - 18,1 110 240 190

Orplid

Keramik 4

Bardzo

twardy

1,2,3,4,5 74,5 10,2 10 1,7 0,1 2,9 0,5 - - 0,1 - - 17,8 150 260 200

Stop o zmniejszonej zawartościCehadentorKeramikSF 3

Bardzotwardy

1,2,3,4,5 51,5 - 38,4 • 8 , 5• i 1 . 5 0,1 14,4 220 290 2 2 5

Stop palladu pod bioceramikęPangoldKeramik.N2

Bardzotwardy

1,2,3,4,5 15 0,1 52,3 20 6 5,5 - | 1 0,1 12,1 240 310 2 6 5

Stop o dużej zawartości ztota pod niskotopliwą bioceramikę i

Orplid Gk. Bardzotwardy

1,2.3,4,5 74 9 9 , 2 4.4 - 1,3 2 | - - 0 ,1 - ! - 1 6 1 5 0 2 3 0 1 9 5

Stop o malej zawartości złota pod niikotopliwa bioceiamikę

Cehadentor TwardyCF 2

1,2,4 59 - 9,9 25 - - 4 2 i - - 0.1 - 1 - 14,4 140 2 0 0 1 8 0

A Zastosowanie 1 - wypełnienia odlewnicze, 2 - korony i mosty do 2 rzędów odległości między zębami podpoiow/mi.

3 - korony i mosty o dowolnej rozpiętości. 4 - protezy frezowane. 5 - protezy szkieletowe

B. Stan: w - wyzarzony, a - utwardzony, g / b - odlany lub po wygrzaniu ceramiki

Tab. 2.22. S topy z meta l i s tosowane pod powłoki ceramiki dentysty czne j .

przenoszenia obciążeń. Tak dobrany zespół własności fizykochemicznych im-plantowanego tworzywa zabezpieczać będzie przed niekorzystnym procesemjego niszczenia, a w konsekwencji minimalizowane będą reakcje odczynowei ogólne lub drażnienie tkanek. Miniaturyzacja metalicznych konstrukcji ze-spalających nie tylko zwiększa komfort usprawniania miejsca urazu, lecz po-mniejsza rozmiar powstających odczynów i reakcji ogólnych powstałych wwyniku korozji biomateriału, a w konsekwencji rozwoju metalozy. Reak-cje biologiczne środowiska tkankowego, do którego wprowadzony został im-plant metaliczny, są dość złożone i przebie gają na różnych poziomach struk -tur i procesów organizmu. Zagadnieniu biotolerancji implantów w organiz-mach zwierząt doświadczalnych i ludzkich poświęca się w ostatnim okresiewiele uwagi. Bogaty materiał obserwacyjny i znaczna ilość nagromadzonychfaktów wymaga opracowania systemowego. Podejmowane są liczne próbyuogólnień najczęściej z uproszczeniami, sprowadzającymi opracowany modeldo schematu biochemicznego, wyrażającego głównie procesy syntezy i ka-

tabolizmu w oderwaniu od składowych procesów bioelektronicznych. Próbystatystyczne są problematyczne, gdyż zatracają niekiedy bardzo istotne in-



' 2 .5 . B i o t o l e r a c j a b i o m a t e r i a ł ó w m e t a l i c z n y c h 67

się miażdżyca naczyń, marskość wątroby, nowotwory oraz uszkodzenia DNAi RN A prowadzące do zmian mutagen nych.

Chrom z kolei jest głównym pierwiastkiem stopów na osnowie żelaza.Chrom pobudza proces metabolizmu węglowodanów, ułatwia przyswajanieglukozy, a raczej jej przenikanie poprzez błonę do wnętrza komórki. Jegoniedobór prowadzi do wzrostu poziomu cholesterolu i cukru we krwi [103],W nadmiarze jego działanie jest toksyczne, szczególnie, gdy występuje wzwiązkach trój - i sześciowartościowych. Chrom powoduje też uszkodze-nie komórek tkanek okołowszczepowych i narządów miąższowych (wątroby,

nerek). Wywołuje odczyny alergiczne, szczególnie u mężczyzn. Przewlekłeoddziaływanie związków chromu na błonę śluzową oskrzeli może spowodo-wać inicjację guza płuc, a w następstwie resorpcji może ujawnić się krwo-toczne zapalenie nerek [104). Jako produkt korozji chrom gromadzi się wnajwiększej ilości w śledzionie i kolejno w wątrobie i nerkach [97]. Jego stę-żenie w tkankach przylegających do implantu może osiągnąć wzrost 30 do100 razy w stosunku do tkanek normalnych, przyczyniając się do ich zmianpatomorfologicznych [105].

Niedobór niklu w organizmie prowadzi do anemii, wpływa na zahamo-wania wzrostu. Względna nietoksyczność niklu związana jest z nieznacznąabsorpcją tego pierwiastka przez organizm. Jego toksyczność występuje przywiększych stężeniach, np. dla szczurów 2 g/kg [98[. Najbardziej toksycznyzwiązek niklu stanowi czterokarbonylek niklu Ni(CO)4, wyw ołujący uszko-dzenie błon śluzowych oskrzeli oraz uszkodzenie ośrodkowego układu ner-

wowego [106]. Wydaje się, że nikiel jest kancerogenny i wywołuje odczynyalergiczne w szczególności u kobiet [107| oraz wywołuje stan zapalny tkankiokołowszczepowej. Jako produkt korozji implantu jony niklu gromadzą sięw największej ilości w śledzionie, a następnie w płucach i nerkach ]99].Również podwyższona koncentracja niklu obserwowana jest w tkankach wpobliżu implantu [108|.

W stopach na bazie kobaltu podstawowym pierwiastkiem zawartym wproduktach korozji jest niewątpliwie kobalt . Pierwiastek ten jest związanyz wi taminą Bi 2 (zawier ającą 4,5% kobaltu) i jej pochodnym i. Pobu dza onz wyjątkową aktywnością procesy krwiotwórcze, zwiększa syntezę kwasównukleinowych i pomaga w ogólnej regeneracji organizmu po przebytych cho-robach, a także jest konieczny w metabolizmie aminokwasów. Jego niedobórwywołuje niedokrwistość zakaźnie toksyczną, nowotworową i towarzyszącąschorzeniom nerek. Wykazu je małą toksyczność nawet przy stężeniach 1000-krotnie wyższych od poziomu normalnego [98]. Kobalt może wywołać także

odczyny alergiczne oraz zmienia struktury kwasów nukleinowych |109]. Jonykobaltu konc entru ją się jako pro duk ty korozji implantu głównie w śledzio-



' 2. 5. B i o t o l e r a c j a b i o m a t e r i a ł ó w m e t a l i c z n y c h 69

się zahamowaniem wzrostu młodych osobników, zaburzeniami budowy i mi-neralizacji kośćca, wypadaniem włosów, łamliwością paznokci, zmniejszonąodpornością błon śluzowych |109]. Jest pierwiastkiem, który występuje wnajwiększej i lości w organizmie ludzkim, a przedostawanie się jego jonów zmateriałów implantacyjnych do tkanek może się przyczynić do aktywizacjizrostu kostnego. Z tego też powodu ostatnio lansuje się udział krzemu jakoskładnika powłok kompozytowych, wytwarzanych na powierzchni implan-tów. W wyniku rozpuszczania powłok w środowisku płynów ustro jowychjego jony resorbują się w tkankach, przyspieszając zrost kostny [113].

Aluminium jest głównym składnikiem stopów na osnowie tytanu. Podo-bnie jak tytan, pierwiastek ten zaliczany jest do grupy nie biorących udziałuw procesach biologicznych, gdy występuje w postaci >11203 dobrze tolerowa-nej przez organizm [98]. Aluminium powoduje cechy osteomalacji glinowejpowyżej 100 mg/kg sm), a więc bóle mięśni, rozmiękczanie kości i zwiększapodatność kości na złamanie. Uszkadza komórki nerwowe przez oddziały-wanie z DN A jądra komórki, zmniejsza wykorzystanie glukozy i wpływa naaktywność i funkcje wielu enzymów i neuroprzekaźników. W konsekwencjipojawiają się schorzenia mózgu o charakterze dementywnym. Duże stęże-nie aluminium w ścianach naczyń krwionośnych powoduje ich stwardnieniei usztywnienie [114].

Omówione zostały główne biopierwiastki występujące w stopach przez-naczonych na implanty. Każdy z nich może przyczynić się do zaburzenia na-turalnego rozkładu pierwiastków na różnych poziomach struktur i procesóww organizmie człowieka. O becnie wiemy, że rozpoznanych ju ż zostało 27 bio-pierwiastków, które włączone w reakcje enzymatyczne warunkują prawidło-wy przebieg procesów życiowych lub wywołują zmiany patomorfologiczne.Podkreślić też należy, że nie w pełni zostały rozpoznane reakcje synergicznei antagonistyczne między biopierwiastkami [110].

Wskutek rozwoju korozji biopierwiastki przedostają się do środowiskatkankowego w postaci jonów metali lub produktów korozji . Mogą one od-działywać z przestrzeni międzykomórkowej na komórki lub też wnikać doich wnętrza, w tym również przez fagocytozę.

Lokalne oddziaływanie jonów metali lub produktów korozji implantu natkanki organizmu nazwane zostało przez Nicole 'a metalozą [114]. Może onabyć różnicowana jako prosta wędrówka jonów metali , mechanicznie - podwpływem kompresji lub wyporu otaczających implant tkanek, chemicznie- jako bezpośrednia reakcja jonów metali lub produktów korozji implantuz płynami tkankowymi i mazią stawową, fizykochemicznie - poprzez efekt

elektrogenetyczny, jak też biologicznie - w wyniku uszkodzenia żywotnościtkanek .



' 2 .5 . B i o t o l e r a c j a b i o m a t e r i a ł ó w m e t a l i c z n y c h7 1

E

a i o !

>

p 107

o> 1 0 6

<

2 -to6

a :0 48 10

Toksyczne

IV

ICo

,Cu

Bezpieczne okresowo(spasywowane)

stopy Co

i13 1 6 L

304L

IFe

I 'Au

Mo

A g

Ti

STa

Zr

l i

'N b s t op / T i

Obojetne

B I O T O L E R A N C J A

Rys. 2.18. Bioto le ranc ja meta l i i s topów w za leżności od odporności korozyjne j

wg [1171.

Ni, Co, Cui 1—

1 0 " ' 10* 104 mol

Ti 0 2 Fe(OH)2 A l203 Cr(OH)3 Ca O V 2 0 3

Rys. 2.19. Granice toksyczności produ któw koroz j i pie rwias tków s topowych im-

plantów wg [117].



2 . 6. P r o b l e m a t y k a k o r o zj i i m p l a n t ó w m e t a l i c z n y c h . 75

rek. Czynność ta decyduje o pobudliwości komórek nerwowych i mięśnio-wych, a ta z kolei o przekazywaniu informacji . W tym też ujęciu transportładunku elektrycznego uzależniony jest od biopotencjałów, a ładunek możebyć przenoszony łącznie z substancją, wywołując wtórny bodziec w postaciróżnicy potencjałów elektrycznych, np. elektrodowych, dyfuzyjnych, błono-wych. Na tych przesłankach bazuje bioelektrochemia rozważająca zjawiskaelektryczne na błonach komórkowych i ich syntetycznych modelach. U pod-staw tych zagadnień jest transport ładunku przez błony, elektrochemiczneutlenianie i redukcja ważnych biologicznych substancji , a także ich adsorp-

cja na elektrodach, analiza elektrochemiczna w układach biologicznych zeszczególnym uwzględnieniem układów uin vivó\ wreszcie otrzymywanie no-wych czujników elektrochemicznych na zasadzie bioanalogowej. Ściślej jed-nak mówiąc, bioelektrochemia kładzie główny nacisk na zagadnienia zjawiskelektrycznych na błonach, jak też na problemy sterowania procesami biolo-gicznymi przez potencjały membranowe.

Dotychczasowa interpretacja kinetyki biologicznej opiera się głównie napotencjałach elektrycznych i poszukiwaniu ich źródeł na zasadach polielek-trolitów pod wyłącznymi sugestiami przemian mechanochemicznych bezuwzględnienia piezoelektrycznych własności masy biologicznej. Stany stryk-cyjne jak wiadomo , są nieodłącznym następstwem zmiennych pól elektry-cznych w piezoukładach. Pulsują nie tylko miofibryle i przewodzące nerwy,ale również wszelkie błony biologiczne, synapsy i mitochondria. Równieżpracujących enzymów, a zwłaszcza centrów aktywnych w cząsteczkach biał-ka prostetycznego nie można wyeliminować ze zmian elektromechanicznych.Na całym pionie kinetyki biologicznej, od pulsujących mitochondriów po-przez ruch cytoplazmatyczny, synaptyczny przekaz, kurczliwość komórekmięśniowych do pulsacji muskulatury odbywającej się z częstotliwością10 Hz, występuje ta sama nierozerwalna więź procesów chemicznych, me-chanicz nych i elektro lityczn ych [22,98].

W makroskopowym ujęciu czynników korozyjnego środowiska tkanko-wego dostrzegany jest odczyn kwasowości w zakresie pH = 7,4 (normal-ny) do 5 (przy zastoju). Stan infekcji może zmienić odczyn kwasowości dopH = 9 [22]. Stochastyka zmian wielkości prądów inicjowanych w procesachstrykcyjn ych, ich częstotliwość zmian wynik ająca z anatomiczno-fizjologicz-nych przesłanek narządu ruchu oraz aktywności ruchowej, jak też nierów-nowagowy charakter elektrochemicznych zjawisk membranowych stanowio trudnościach zbudowania prawidłowego modelu bioelektrochemicznegośrodowiska tkankowego. Dodatkowo jak wiadomo, proces niszczenia ko-

rozyjnego implantów w środowisku tkanek przebiega przy zmiennym stanienaprężeń i odkszt ałceń oraz odczynowości tkanek, których dy nami ka nie




została dotychczas określona. W tym kontekście zrozumiały jest w dotych-czasowej l i teraturze brak jednoznacznych poglądów na kwestię niszczeniakorozyjnego implantów.

Stochastyka zmian warunków decydujących o inicjacji i rozwoju koro-zji implantów w środowiskach tkanek i płynów ustrojowych ma więc swojąspecyfikę, a obraz uszkodzeń jest często odmienny od uzyskiwanego w sy-mulowanych warunkach laboratoryjnych.

2 . 6 . 2 . W a ż n i e j s z e r o d z a j e k o r o z j i i m p l a n t a t ó wW problematyce korozji biomateriałów metalicznych wydzielić można za-gadnienia korozji samego biomateriału oraz kwestię odporności korozyjnejokreślonych postaci implantów w środowisku tkanek i płynów ustrojowych.

Odporność korozyjną biomateriałów metalicznych określa się najczęś-ciej w badaniach porównawczych, które prowadzi się przyjętymi metodamibadawczymi w warunkach laboratoryjnych, imitujących w przybliżeniu rze-czywiste środowisko biologiczne. Badania tego typu pozwalają ujawnić me-chanizmy lub rodzaje niszczenia korozyjnego. Dają one możliwość porówna-nia ze sobą różnych stopów w odniesieniu do zmieniającego się ich jakościo-wego i ilościowego składu chemicznego i fazowego, a nieraz stanu powierzch-ni, wyrażającego się zmiennością chropowatości w założonym przedziale,bez - lub z udziałem warstwy pasywnej o określonej strukturze i grubości.Często jednak badanie odporności korozyjnej prowadzone jest na obiekcie

rzeczywistym, a więc. implancie o złożonej geometrii , ustalonej na kanwieprzesłanek anatomiczno-fizjologicznych czy techniki operacyjnej. Do labora-toryjnej symulacji rzeczywistych warunków środowiskowych wprowadza siętakże czynniki f izyczne, np. obciążenie i odkształce nie im plantu ze zmienno-ścią wynika-jącą z uwarunkowań bioniki. Im właściwszy będzie dobór cechmodelowanego obiektu w odniesieniu do czynników determinujących rze-czywiste zjawiska, tym bardziej obiektywna będzie ocena podstawowychmechanizmów korozji implantu.

Budowanie podobieństwa na prawach analogii pomiędzy materią mar-twą obiektu modelowanego, a ożywioną obiektu rzeczywistego sprawia du-że problemy. Uproszczenia modelowe wynikające ze schematów biochemi-cznych i cybernetycznych materii martwej riie są adekwatne do biomasy.Trudności wynikają więc z transformacji f izycznych modeli analityczno-opi-sowych, stosowanych do materii martwej na ożywioną materię biologiczną.

Odporność korozyjna tworzyw metalicznych przeznaczonych na implan-ty jest podstawowym kryterium ich użyteczności bardzo ściśle związanymz biotolerancją. W dotychczasowej l i teraturze z zakresu korozji implantów




Rys. 2.20. Uszkodzenia mechaniczne powierzchni implantu ze s ta l i 316L narzę-dz iem chi rurgicznym, mikroskop skaningowy.

Warstwa pasywna wytwarzana jest w końcowym etapie ich polerowania, aniekiedy jako oddzielny zabieg pasywacji . Po tym zabiegu na powierzchniimplantu mogą powstać drobne wżery, które są wynikiem ekstrakcji wtrąceńniemetalicznych lub faz międzymetalicznych. Relacje ilościowe i jakościowezależeć będą od składu fazowego stopu, a więc stosowanych warunków tech-nologii metalurgicznych.

Warstwa pasywna implantu już podczas zabiegu może być uszkodzo-na mechanicznie (rys.2.20.) . Naruszenie spójności i przyczepności warstwypasywnej następuje również podczas przedoperacyjnego modelowania im-

plantu (prebendingu), szczególnie wtedy, gdy prowadzone jest w stopniuwiększym, aniżeli przewid ują zalecenia producen ta. W konsekwencji obszaryodkształcane implantu są bardziej narażone na korozję (rys.2.21.) .

Rys. 2.21. Powierzchnia implantu ze s ta l i 316L w s t re fach odksz ta łconych pod-czas zabiegu po różnych okresach przebywania w środowisku tkan-

kowym: a ) po 6 mies iącach, b) po 14 miesiącach, mikroskop świe t lnywg [22].



80 2. B i o m a t e r i a ł y m e t a l i c z n e

Rys. 2.23. S t ruktura mięśni w pobl iżu implantu po 60 dniach od wszczepienia :bl iznowata torebka łącznotkankowa z produktami koroz j i , mikroskopświetlny wg [22].

p r z e c i ąże n i ow e , d l a uży t kow e g o w yr óżn i o no kor oz j ę w że r ow ą , s z c z e l i now ą ,na p r ęże n i ow ą , z męc z e n i o w ą i c i e r ną pa t r z r ys . 2 . 24 . S ygna l i z o w a ne są c z ęs t o

r óżn i c e w p r z e b i e gu kor oz j i w posz c z e gó l nyc h s t r e f a c h t e go s a me go i mpl a n -

t u . O d y n a m i c e k o r o z j i d e c y d u j ą o s t a t e c z n i e s k ł a d c h e m i c z n y i f a z o w y o r a zj e d n o r o d n o ś ć s t r u k t u r y m a t e r i a ł u , l o k a l n y s t a n u m o c n i e n i a l u b n a p r ę ż e ń .

B e z w s t ę p n e j a n a l i z y f iz y k o c h e m i c z n e j p o w i e r z c h n i i m p l a n t u i o c e n y s t a n un a p r ę ż e ń o r a z o d k s z t a ł c e n i a w p r o w a d z o n e g o p o d c z a s z a b i e g u o p e r a c y j n e g o

l u b u ż y t k o w a n i a , u t r u d n i o n a j e s t o c e n a p r z e b i e g u k o r o z j i [ 3 j .

Rys. 2 .24. Schematyczny podz ia ł niszczenia implantów meta l icznych.

P r z y o c e n i e o d p o r n o ś c i m a t e r i a ł u n a k o r o z j ę n a p r ę ż e n i o w ą l u b z m ę c z e n i o w ąkon i e c z na j e s t z na j omość w a r t ośc i obc i ąże ń i i c h z mi e nnośc i , w yn i ka j ąc a z

a n a l i z y r z e c z y w i s t e g o s t a n u n a p r ę ż e ń , k t ó r ą o p r a c o w a ć m o ż n a n a k a n w i eb a d a ń b i o m e c h a n i c z n y c h .



2 . 6. P r o b l e m a t y k a k o r o z j i i m p l a n t ó w m e t a l i c z n y c h . 81

+2

0

- 2

+2

0

- 2

+2

0

-2

+2

0

- 2

-400 0 400 800 1200

POTE NCJ AŁ. mV

Rys. 2.25. Krzywe pola ryzac j i anodowej s topów na implanty w 10% roz tworzekwasu solnego.

2 . 6 . 3 . O d p o r n o ś ć k o r o z y j n a t y p o w y c h s t o p ó w n a i m p l a n t y

Do najczęściej stosowanych stopów na osnowie żelaza należy stal AISI —316L(AISI—316LVM). Do grupy stopów na osnowie kobaltu z kolei należyProtasul-2 i Protasul-10. Na osnowie tytanu największą popularność zyska!stop Protasul-64WF. Zróżnicowany skład chemiczny i fazowy stopów znaj-duje także odzwierciedlenie w ich odporności korozyjnej.

Stal Al SI — 316L stosowana jest do produkcji elementów zespalającychkości, w protetyce stomatologicznej i kardiologii zabiegowej, a więc na im-planty krótkotrwałe. Jest to najtańszy materiał metaliczny, lecz przy tymcechuje go najmniejsza odporność korozyjna. Praktyka kliniczna wykazała,że ponad 90% implantów z tej stali po usunięciu z ciała wykazuje ubyt-ki korozyjne [129]. Porównawcze badania laboratoryjne wykazały, że stalAJ SI — 316L cechuje odmienna w odniesieniu do innych stopów krzywa po-laryzacyjna (rys.2.25.) . Za silnie rozbudowanym obszarem aktywnym o du-żej gęstości prądu zaznacza się obszar pasywny. Podczas polaryzacji zwrot-nej w danych warunkach stal ta nie wykazuje tendencji do pasywacji (znacz-na histereza). Taki k ształt krzywej jest odzwierciedleniem skłonności stali dokorozji szczelinowej i punktowej w kwaśnych środowiskach aktywizujących

[134]. Skłonność stali AISI — 316L do korozji szczelinowej jest widocznatakże w roztworach zawierających chlorki, w tym także w roztworach fizjo-

—

Zlacze spawanestopu Protasul -10

Protasul - 2

^ ^ Protasul -10

/ IAISI 316




logicznych. Stal ta wykazuje także znacznie niższe potencjały repasywacyjnew stosunku do stopów na osnowie kobaltu, a więc także mniejszą zdolnośćdo repasywacji (22).

Tworzenie się ogniw w wyniku napowietrzania roztworu w obecnościszczelin może doprowadzić do likwidacji stanu pasywnego. Stal AISI —316L jest szczególnie skłonna do tego procesu. Mała zdolność do pasywacjistali AISI — 316 L odzwierciedla się także w niskich potencjałach tworzeniawżerów.

Skłonność stali chromowo - niklowo - molibdenowych do korozji naprę-żeniowej była przedmiotem badań Jonesa i Winga [130]. Badania korozjinaprężeniowej stali wykonane zostały ze stał ą szybkością rozciągania w rozt-worze Tyr ode 'a w tem pera turz e 37° C. Stwierdzono, że stal AISI — 316Lwykazuje dobrą odporność na korozję naprężeniową w tym roztworze. Prze-bieg zjawiska na powierzchni próbek w warunkach powolnego rozciąganiaw powietrzu i roztworze Tyrode'a był podobny. Wskazywałoby to na braksystematycznych współzależności pomiędzy szybkością rozciągania, a włas-nościami wytrzymałościowymi i plastycznymi dla różnych kształtów karbówwykonanych na próbkach. Fakt ten wskazuje na dobrą odporność tej stalina korozję naprężeniową.

Asphahani z kolei badając stal 316L w stanie wyżarzonym oraz po 20i 50% gniota ch stw ierdził różnice w jej skłonności do korozji napr ężenio-wej w środowiskach: 10% FeCIS, 5% NaCI + 0 ,1% CH 3COOH nasycanymH 2S oraz 18 % B a C l2 + 9 % C a C l 2 nasycanym C0 2 lu b C0 2 + H 2S, jak też

5% NaCI n a s y c a n y m 9 9 % C 0 2 i 1% H 2S [131]. Spostrzeżenia Asphahanie-go o skłonności stali do korozji naprężeniowej zależnie od stopnia umoc-nienia potwierdzone zostały także przez Cloada i współpracowników [132].W ich badaniach wykazano skłonność stali 316L do korozji naprężeniowejze wzrostem stopnia gniotu oraz wzrastającą ilością martenzytu w struk-turze. Badania skłonności do korozji naprężeniowej autorzy prowadzili wroztworze MgCl2.

Bielanik [ 133] wykazał z kolei, że skłonność stali 316L d o koroz ji na-prężeniowej, oceniana we wrzącym roztworze MgCl2, w największym s top-niu uzależniona jest od stężenia węgla w austenicie. Najmniejszą odpornośćna korozję naprężeniową stal ta wykazuje w stanie przesyconym. Proceswydzieleniowy węglików M 2 3 C e , w wyniku którego zmniejsza się stężeniewęgla w roztworze, zwiększa odporność stali na korozję naprężeniową. Na-leży jednak być ostrożnym w transformowaniu wyników uzyskanych w pró-bach laboratoryjnych na implanty chirurgiczne. Często obserwuje się, że

skłonność stopów w środowiskach wodnych do korozji naprężeniowej wyrażasię jedyn ie zmianą zakresu potenc jału elektrochemicznego. W próbach dłu-



2 . 6. P r o b l e m a t y k a k o r o zj i i m p l a n t ó w m e t a l i c z n y c h . 8 3

gotrwałych w roztworze Tyrode'a zauważono, że potencjały korozji stali316L przesuwały się do większych wartości. W czasie pierwszych trzechtygod ni przes uwa ły się przec iętnie o 0, 2 4- 0, 3 V. Sk łonno ść ta nie uja wn iłasię natomiast w okresie do 2 dni przy małych szybkościach odkształcenia.

Implanty wprowadzone do środowiska tkankowego poddawane są nisko-cyklicznym obciążeniom zmiennym, które - jak wiadomo - przebiegają wśrodowisku aktywnym elektrochemicznie. Warunki takie są dostateczne dorozwoju korozji zmęczeniowej implantów [134]. Stale 31 6 są wrażliwe na ko-rozję zmęczeniową, zarówno w środowisku chlorku żelazowego, jak i kwasusolnego. Stopień uwrażliwienia stali na korozję zmęczeniową zależy od po-tencjału elektrochemicznego. Wskaźnikiem skłonności stali do korozji na-prężeniowej może być współczynnik trwałości zmęczeniowej, określającystosunek trwałości zmęczeniowej w roztworze soli do ustalonej trwałościzmęczeniowej w ośrodku obojętnym przy tym samym sposobie obciążeniapróbki. Wskaźnik ten dla stali AISI — 316 L przy po tenc ja łach +50mVwzrasta. Fakt ten należy odnieść do zwiększania się promieni zaokrągleniapęknięć na skutek powstawania wżerów. Kształt krzywych polaryzacyjnychoraz niskie wartości prądów polaryzacji , jakie rejestruje się podczas próbzmęczeniowych suge rują, że przy potencja le +5 0 mV zachodzi depasyw ac-ja i tworzą się wżery w miejscach tworzenia się pęknięć. Odporność staliAISI — 316L na korozję zmęczeniową występuje w zakresie potencjałówpasywacji -100 i — 200 mV. Stal ta po zgniocie na zimno jest wrażliwa nadziałanie korozji zmęczeniowej w roztworze Tyrode'a.

Ogólnie można stwierdzić, że odporność stali 316L na niszczenie koro-zyjne jest uzależniona głównie od stru ktu ry i grubości warstwy pa sywnej. Je jskład fazowy i grubość determinowane są warunkami elektrochemicznymipasywacji , dla których uzyskać można często odmienne charakterystyki po-tencjostatyczne. Problem ten dotyczy także innych stopów. W wielu pracachproblem odporności warstwy pasywnej w odniesieniu do jej składu fazowe-go i grubości jest pomijany. Fakt ten decydować może o przebiegu koro-zji implantu w sposób odmienny, nawet w odniesieniu do porównywalnychwarunków środowiska korozyjnego, dając tym samym odmienną dynamikęprocesu [22].

Stopy na bazie kobaltu w odniesieniu do stali AISI-316L cechuje więk-sza odporność na korozję wżerową i szczelinową. Posiadają większą zdolnośćdo repasywacji . Skłonność stopów na bazie kobaltu do korozji szczelinowejjest d ziesięciokrotnie mniejsza niż stali AISI-316L. Badania p rzeprowadzoneprzez Sury'ego [134] wykazały, że stopy na osnowie kobaltu wykazują do-

brą odporność na korozję punktową i szczelinową w roztworach chlorkówi fizjologicznych. Zaznaczają się jednak różnice wynikające ze struktury




ukształtowanej w procesie technologicznym. Stop przerabiany plastycznie- Protasul-10, w porównaniu ze stopem odlewniczym Protasul-2 wykazu-je większą odporność na korozję punktową oraz szczelinową w roztworachchlorków.

Homogeniczna i drobn oziarn ista struk tura stopów przerabianych plas-tycznie w porównan iu z odlewanymi wyjaśnia różnicę odporności korozyjne j.Ponadto stwierdzono, że w środowisku chlorkowym, stopy na osnowie kobal-tu przerabiane plastycznie, po odkształceniu w zakresie sprężystym i plas-tycznym, wykazują całkowitą odporność na korozję naprężeniową [22],

Odporność korozyjna odlewniczych stopów na bazie kobaltu jest mniej-sza niż stopów przerabianych plastycznie, lecz z kolei większa niż stali AISI-316L, gdyż wykazują one większą zdolność do pasywacji.

Połączenia spawane stopów na osnowie kobaltu, występujące w niek-tórych konstrukcjach endoprotez stawów, w których kute trzpienie mocują-ce ze stopu Protasul-10 połączone są odpornymi na ścieranie elementami zes topu Protasul-2 drogą spawania elektronowego lub elektrodą wolframowąw atmosferze gazów obojętnych, zachowują dobre własności antykorozyjne,zbliżone do materiałów rodzimych. Efektów galwanicznych nie zarejestro-wano, ponieważ elementy odlewane, jak i kute wykazują trwały stan pasy-wny [134],

Wytrzymałość zmęczeniowa przerabianych plastycznie stopów na baziekoba l tu (Protasul-10) jest prawie dwukrotnie większa niż odlewanych (Pro-tasul-2). Skłonność do repasywacji stopu przerabianego plastycznie jestmniejsza. W porównaniu z odlewanymi stopami przerabiane plastycznie,wykazują większą odporność na korozję punktową i szczelinową oraz niesą podatne do inicjowania pęknięć zmęczeniowych a więc mają też dobrąodporność na korozję zmęczeniową.

Stopy na osnowie tytanu wyróżniają się od pozostałych najwyższą od-pornością korozyjną. Duża zdolność do tworzenia trwałej warstwy pasywnej,duże potencjały aktywacji i przebicia gwarantują im dobrą odporność nakorozję wżerną i szczelinową. Są także odporne na korozję naprężeniowąw środowiskach fizjologicznych i pod tym względem można je przyrównaćdo stopów na bazie kobaltu przerabianych plastycznie [135]. Na szczegól-ną uwagę zasługuje ich dobra odporność na korozję zmęczeniową, któraprzewyższa odporność pozostałych stopów używanych na implanty. W ba-daniach odporności korozyjnej w roztworze fizjologicznym Hanksa, przy na-prężeniu wynoszącym 798 M P a w próbie ścinania, stop Ti - 6AI - 4 K wstanie obrobionym cieplnie wykazywał prawie dwukrotnie większą odpor-

ność w porównaniu ze stalą AISI — 316L i ponad dziesięciokrotnie większąniż odlewany stop na osnowie kobaltu Protasul-2.



2 . 6. P r o b l e m a t y k a k o r o z ji i m p l a n t ó w m e t a l i c z n y c h . 85

Wiadomo, że zmiana poziomu naprężeń w czasie obciążenia zmiennegopociąga za sobą zmianę prędkości pękania, związaną ze zmianą stałej mate-riałowej. Pojedyncze cykle przeciążeniowe lub bloki tych cykli mogą opóźnićlub zatrzymać pęknięcie. Ten korzystny efekt zależy od stosunku wartościnaprężeń przeciążających do wartości naprężeń cyklu podstawowego i odich włączania do widma po różnych cyklach, a także sposobu włączania.Pojawić się mogą warunki przyczyniające się do opóźniania lub nawet za-trzymania się pęknięć, głównie przez oddziaływanie na prędkość pękaniazmęczeniowego. Ilościowy opis opóźnienia pękania przeprowadzony został

przez Habibiego [136]. Zjawisko opóźniania pękania potwierdzono na stopieTŻ—6AI—A. W pracach nad opóźnianiem pękania zmęczeniowego wykazano,że przeciążenie 20% nie wykazuje żadnych zmian w przebiegu, 50% - powo-duje opóźnienie pękania, a 70 i 100% - zatrzymanie pęknięcia. Specyficznaodpo rność na pękanie zmęczeniowe stopu Ti — 6AI —4V decyd uje więc o jegoprzydatności na implanty i wyróżnia go spośród pozostałych stopów.

W stopach na osnowie tytanu zaznacza się wyraźnie wpływ częstościobciążenia w sposób zależny od zakresu prędkości pękania lub wartości za-kresu zmian współczynnika intensywności naprężeń.

2 . 6 . 4 . K o r o z j a i m p l a n t ó w m e t a l i c z n y c h

Korozja implantów metalicznych jest bardzo złożona i trudna do uogól-nień systemowych. Utrudnienia przy opracowaniu modelu korozji implan-

tów wynikają z zastosowania różnych pod względem składu chemicznegoi fazowego materiałów, z których wytwarza się określone postacie geome-tryczne implantów. Zróżnicowany jest także stan warstwy powierzchniowej,a więc struktury i grubości warstwy pasywnej, noszącej cechy indywidu-alnych, stosowanych przez producenta warunków polerowania i pasywacji .Dochodzą do tego niekiedy specyficzne relacje geometryczne czy chropowa-tość powierzchni implantu wprowadzona przez wytwórcę.

Obraz stanu wyjściowego powierzchni może ulec zmianom już podczaszabiegu technologicznego w wyniku lokalnego uszkodzenia warstwy pasyw-nej implantu lub też nieustalonego modelowania warunków środowiska koro-zyjnego, przykładowo: wielkości szczelin pomiędzy implantem a kością, czyteż pomiędzy poszczególnymi elementami implantu. Stan środowiska elek-trofizjologicznego może wnosić w rozwój procesu korozji także in dywidu alnecechy, wynikające z biotolerancji osobniczej.

Wieloletnie doświadczenia badawcze nagromadziły już znaczną ilość

faktów i wyników, które wymagają usystematyzowania. Próby ujęcia synte-tycznego problematyki korozji implantów przeprowadzone zostały przez wie-



2.(i. 1 ł r o b l e m a t y k a , k o r o / j i imp la n tó w me ta l i c z n y c h . . . HV

Uys. 2.28. Z łam anie zmęczeniowe gwoździa płytkowego zespa la jącego szyjkę k o ś c i

udowej: a) widok złamania, l>) widok przełomu zmęczeniowego,c) prze łom zmęczeniowy, mikroskop skaningowy.



HK lijoi i in l iTi i i ly i i ic t .a l i f / i ic

kazano, od skła du chemicznego. W dane j grupie stopów, < U terminowan ejskładem chemicznym, niszczenie implant,al,ów wskutek rozwoju korozji na-prężeniowej uzależniono ponadto od wadliwości konstrukcji , wad kształtupowstałych w procesie technologicznym, jakości warstwy pasywnej i niedos-tatecznej wytrzymałości materiału.

Wydaje się, że próba statystycznego usystematyzowania niszczenia im-plantów i wyróżnienia odmiennyc h typów korozji w odniesieniu do pos taciużytkowej oraz rodzaju zastosowanego biomateriału a głównie jego składu

chemicznego, może budzić kontrowersje i zastrzeżenia. Z obserwacji klini-cznych wynika, że często zaznaczają się różnice w przebiegu korozji na po-wierzchniach współpracujących elementów zespalających, nawet gdy wyko-nano je z tego samego gatunku materiału, lecz pochodzącego z różnych wy-topów. O dynam ice korozji i jej rozmiarach d ecyd uje jakość metalurgic zna,lokalny stan umocnienia i stan powierzchni. Bez wstępnej analizy jakościelektrochemicznej powierzchni implantu, oceny stanu naprężenia i odkształ-cenia zamodelowanego podczas zabiegu operacyjnego, prawidłowość ocenyprzebiegu korozji jest problematyczna.

Uszkodzenia korozyjne powierzchni płytek i wkrętów stosowanych doze..poleii odłamów kostnych mają ścisły związek z ich stanem naprężeńi odlc zlalcen wprowadzonym podczas zabiegu operacy jnego. Skutecznośćal ""/pieczeniu korozyjnego warstwy pasywnej jest uzależniona od jej włas-

no-.ri elektrochemicznych oraz stopnia jej uszkodzenia, które może powstaćw 11 akcie zabiegu lub ścierania się powierzchni współpracujących w czasie

u .piMwuiania miejsca urazu.

B i b l i o g r a f i a

111 Weisman S.: Surgical Implant Materials. ASTM Standard iza t ion News

|'.!| Ziobro 10.: Zjawiska elektromag netyczne i kwantowe w badaniach dia-gnostycznych i w terapii bioinfoim.acyjnej, w: Maciejewski B. (red.):Systemowa terapia bioinformacyjna. Symbionics, Warszawa 1997, ss.24 - ;«).

|.'i| Marciniak .1.: Biotolemncja. implantów metalicznych w środowiska

tkanek i płynów ustrojowych. Materiały II Symp. Inżynieria Ortope-dycz na i Pro tety czn a-IO I"9 9, Białystok 2-1 - 20 czerwca 1999, ss. 213219 .



Hiblioi;ni.lin MII

|1| Marciniak .).: Pcrspectwes of lli.r. mct.allic biomateriału iii the reconsLrucl/ion surgery. I')ng. Biorna t. 1997, 1, ss. 12 - 19.

[5] Kuś II. (red.): Biomateriały, w: Nałęcz M. (red.): Problemy biocybcriwtyki i inżynierii biomedycznej. Wydawnictwo Komunikacji i Łączności,Warszawa 1990, 4, ss. 16-41.

[6] Weisman S.: Metals for irnplantation in the Ham an Body. Ann. N.Y.Sci. 1968, 1, pp. 80 -101.

|7 | Pohle rO . , S t raumarm F . : Characteristic oj the Stainless Steel AISP/AOlmplants. Buli. Oficial Pu blica tion of the Swiss ASI F 1975.

[8] Daab J.: Zaburzenia zrostu kostnego , w: Tylmari I)., Dziak A. (red.)Traumatologia nazrządu ruchu. PZWL, Warszawa 198.r), I, • . Xi I

415.

[9] Krompecher S.: Die Knochenbildung., Fischer, .Jena 1937.

10] Ham A. W., Harris W. R.: Repair and Transplantation of BUM Acndemie Press Inc., New York 1956.

11] Mueller M. E.: Biorn.echa.nische Fehlleistungen. Langenbecks Arcli.,Langenbecks 1971.

12] Schenk R. K.: Unfallkeilkunde 1978, 81, 4, ss. 219- 224.

13] Hastings G.W., Mahud F.A.: The elektrornechanical propertics ofjłutd- saturated bone a new dirnension . J.Mat. Materials in Medicine 1991,2, pp. 118 - 124.

14] .Johnson M.W., Katz J.L.: Elektrornechanical ejjects in bone , ni SkalnkR., Chie n S. (ed.): Ha ndb ook of Bioeng ineering., McCiraw llill, NewYork 1987.

15] Glazkov V. 1.: Medicinskaja Biomechanika, Me dici na, Riga I9M6, :466 - 480.

16] Ramotowski W.: Stabilizatory płyl.kowe. Zespól i Poljic. Agencja Wydawnicza Zebra, Kraków 1998.

17| Ramotowski W.: POLP IX. System stabilizacyjno - mampu ltwypigWydawnictwo DiCl, Warszawa 1994.

IS| Będziński U.: Biomechanika inżynierska. Oficyna Wydawnicza PolWrocławskiej, Wrocław 1997.



U ih l io ^ ra l i a

|39 | Vc.rc.tn Dcul.sc.hcr /'/i.sc.uhiitt.cnlcut.c: Wcrkstojjkwnd c - Slahl, Springer

- Verlang, Berlin - Heidelberg -New York - Tokyo, 1985, 2, ss. 385435.

|40| Friend W. Z.: Corrosion for nickcl and nickcl-base alloys. John WileySons. New York 1980.

| ll | W allis lv: Einjluss des Molybda ngehalt.es auf dic Lochkorrosionasbestandigkeit hochlegi.ert.er nichtros tender Stahle mul Ni-Cr-Fc h-

gierungen mit unterschidlichen Cefugenzustiind.cn unter liciiicksichtigung der W irksum.menrclati.on Masse-%Cr t 3,3 Massc %M o. I )issertation, Clausthal 1988.

|12| Charbonier J . C.: La corrosion sous contrainte des a.cicrs rno.i gihihlcs

dansles milieux chlorures. Circ. Inf. Techn. 36, 10, 1979, 3(>, 10, pp1189 - 1194.

113J Kiigler A.: Einjluss der Gefugeausbildung auf das Korrosion Dcrliallcnvon hoch molybddn haltigen austenitischcn Cr-Ni-Slahl.cn. DisserOition, Aachen 1976.

| M| Bungardt K. , Laddach 1. , Lennartz G: Uber die Ldslichkcit non Stekstoffin Chrom - Nickiel - Stdhlen. DEW - Tech. Ber. 1972, 12, ss. 13 I

- 154.

145] Norma: ISO 5832/4-1978(E) (1978, ISO).

|16] Norma: ISO 5832/5-1978(E) (1978, ISO).

117| Norma: ISO 5832/6-1980(E) (1980, ISO).

|48| Norma: ASTM F 75-98 (1998, USA).

|49| N orma: A STM V 90-97 (1997, USA).

|50| Norma: ASTM F 562-95 (1995, USA).

|511 Norma: ASTM I'1 563-95 (1995, USA).

|52| Lomber P., Jiitt.er K.: Zum Aklw - Fassiu-Ubcrgang •eon Mclall.cnWcrkst,. Korros. 1983, 31, 6, ss. 290 - 296.

|53| Paszenda Z.: Wpływ struktury podłoża odlrnmiczcgo stopu. Co Cr Mona tołasnośc.i Jizykocht-inicznc. warstwy węglowej. Praca doktorska, PolŚląska , (lliwicc 1996.



I i i t > ] it tu I i ii •i.l

|09 | Pak J. II. , Paprosk y W. (i . , Jablons ky W. S., Lawre nceJ . M.: Fcnwnilstruł allografl.s in ceinenl.lcss n.msion I otul. liip arthroplasty. ('lin. ()ithop. 1993, 295, |)|>. 172 - I7K.

|TOJ Ilealy W.L.: Fcononne consideratioiis in total hip arlh.roplu.sty mulimplant staiidarization, Clin . Orth op . 1995, 31 I, pp. 102 - 108.

|711 Dowd .1. I']., Schwendemari L .)., Macaulay W., Doylc .). S., ShaiibhagA. S., Wilson S., Herdon J.M., Rubash II. 10.: Aseptic looscning iii

uncemen ted total hip arthoplasty in a canine model. Cliii. Ort.liop.1995, 319, s. 106 - 121.

|72| Kusz D.: Rys historyczny i. uwarunkow ania. rozwoju, cndopwlc o plustyk stawu biodrowego. Inżynieria Mater. 1998, 2, ss. 30 -39

[73] Będziński R.: An attem.pt al determining the. stresses of lin haman /<

mur with endprosthesis, Recent Advances in I0xperiniriit.nl MediamiEd. Silva Gom es et al.; Balke ma, Rote rda m 1994, pp. 1309 13/1

|7-1| L^ędziński R., Bernakiewicz M.: Analiza stanu naprężeniu kośei nnplantowanym trzpieniem endopro tezy stawu biodrowego, i Symp. Inżynieria Ortop edycz na i Protety czna - IOP '97, 23 - 25 czerwca I997,ss. 267 - 273.

|75| Bernakiewicz M., Będziński R., Dragon Sz., Wall A.: Zastosowanie

interferometrii holograficznej w doświadczalnej analizie mikrorachów

trzpieni endprotez bezcernentowych. Zesz. Nauk. AWF, Kraków I995,ss. 7-15.

[76] Kunze E.: Fatigue and. corrosion fatigue testing of hip joint cndopm stheses in air and. in NaC l - solution. Werks t . u n d Korros. MISS, I'.',

pp. 757 - 762.

|77| Long Marc, Rack U. ,).: Titanium alloys in tol.al joinl rcplacenn nl amaterials science perspectwc. Bio ma ter . 1998, 19, pp. 1021 1039

|78| Schmidt M.: Spezifische Adsorption organischcr Molckiih auj o.ndnrtem Titan. Osteologie 1992, 1, ss. 222 - 235.

|79| Schroder ,F: Surfacc. trealrne.nl of Pigmentu, Prog. Org. (!oat . 1988,10, pp. 3 -17.

|80| Streicher R. M., Weber II., Schon R., Smelitsch M.: New surfacc inodific.ati.on fo r Ti0AI7NI> alloy: o.cygcn diffusion hardening. l i iomatciI !l!) 1, 12, pp . 125 129.



H u H n a ln i a ly n i c l n li i / n c

(ligada A., Gabrini M., Pedelem I ' Incrensing oj Ilic corrosion rc-sis tance oj the Ti(>A14V alloy by high Ihickncss anotiic oridation.. J .Muter. Sci. 1992, 3, pp. 108 - 412.

Johansson ( ' . B. , Lausmaa J. , Róstlund, Thomsen F. : Commercial-l.y pure I.itaniurn and Ti6A14V implants with and uńthout nitroge -i on implantation: surface characterization and quantitative studies inrabini cortical bone. J. Mater. Sci. 1993, 4, pp. 132 - 141.

Grant, I). M., Lo W. ,]., Parker K. G., Parker T. L.: Biocompatibileand mcchanical properti.es Jo Iow temperaturze deposited ąualernary('ii, Al, V)N coatings on Ti6A14V titanium. alloy substrates. J . Mater .Sci. 1996, 7, pp. 579 - 584.

Bojarski Z., Morawiec II.: Metale z pamięcią kszłałt/u. PWN, Warsza-wa 1989.

(Jasteinan I,. S., Motzkin S. M., Alicandri F. P., Banavit V. L., John-son A. A.: Itioarnipatibilily oj Nitinol alloy as an implant materiał. ,J.Bioiucd. Mat. Res. 1976, 10, pp. 695 - 731.

Baningar! I'. , Jorde .)., Reiss 11. G.: Memory - Legierungen - Eigen-schaft.cn phiinomcno łogische Theorie und Anwendun gen. Tech. Mitt .Kr up p 1'orsdi.- Ik r. 1976, 34, ss. 1 - 16.

Bauingarl I ' . , Bensinann G., I lartwig J. : Mechanische Probłeme beida Nul u.ng des Memory - Efjektes fur Osteosyntheseplalten. Techn.Mit t. Kr upp Forsch.- B er. 1977, 35, ss. 157 - 161.

Schettler I) . , Baumgart F. , Bensmann G., Haasters J . : Methode dernlnedarcn zuggurtung bei Unterkieferfrakturen durch eine neue E n-dol.hi senjorm ans Memory - Legierungen. Dt. Z. Mund,-Kiefer- u.(icsichtschir. 1978, 2, ss. 44 - 48.

Baum gart F., Ben sma nn G., Haast ers J., Nalkcr A., Schlegel K. F.:7,nr S kolio s c rurpc ra t i o n mittels Drahten aus Mem ory - Legierungen.Arcli. Ortliop. 'lYaurnatic Surg. 1978, 91, ss. 67-71.

Bensmann G., Baumgart F. , I lartwig J. , Haasters J . : Unlersuchungeniler Mem ory - Legierungen Nickc.k - Tilanund Uberlcgung en zu ihrerAnwcndung im Hereich der Mc.di rn. Techn. Mitt. Krupp. Forsch. -Ber . 1979, 37, ss. 21 33.



I ł i b l i u r i i l i n

MM

|9 3

|96

|9 7

[98

|99

10 0

10 2

103

1 0 5

Bensmann G., Baumgart F. , Haasters .1. : Anwciulung den MemoryPffektes in der Medizm. Metali 1981, 35, ss. 312 -318.

Bensmann (i . , Baumgart F. Haasters J . : Propc.il.ies ofl.he meiuory niloy Ni Ti and considerations onits application for implanl.s. Int. Biomaterials Sympos. April 1982, Orlando, Florida, pp. 24 - 27.

Morawiec IF: Medical applications of shape mernory alloys. J .Mcdic .Inf. Techn. 2000, 5, pp. 3 -14.

Galante J. , Rostoker W., Lueck R. , Ray R.D.: Si.nie.red. fiber metalcomposites as a basis for attachmen t of impłants to bone. ,1. Bone .liSurgery 1971, 53-A, 1, PP. 101 -114.

Aeseulap, Wissenschaftliche Informałionen, 198 9, 22 , ss. 3 '.!'.'

Majewski S. : Propedeutyka klinicznej i laboratoryjnej protetyki •domutologicznej. Wydawnic two Medyczne ANMFDICA, Warszawa I * li IV

Kellner G.: llegeln und Ausnahm en in der enossalen odontostomn lologischen Implantologie. Quintessenz 1978, 2, ss. 11 -Ki.

Marciniak ,1.: Zagrożenie naturalnego środowiska elekLromaynelycnego. Wydawnictwo Pol. Śląskiej, Gliwice 20Q0.

Lutton P.P., Ben - Nisan B.: The status of biomaterials for orthopedicand dental applications. Mat. Tech. 1997, pp. 59 - G3.

Marciniak ,!.: Problemy stosowania biomateriałów me talie -.ny eh w clnrurgi urazowo -ortopedycznej. Kw art. Or top . 2001, I, ss. S 15.

H o m s y G A . : Biocomp atibility of clinical implant m aterials. FloridaBOCA Raton, Florida 1981.

Williams D.F.: Fundarncntal aspects of biocompatibility. ( ' !{( ' PuBoc.a Raton, Florida 1981.

Schroeder II. A.: Serum cholesterol and glacosc leves in ral.s fed rejinedand less sugars and. chromium . ,J. Nutr. 1969, 97, pp. 327.

Valentin II. i inni: Medycyna pracy. PZWL, Warszawa 1985, s . 277.

Mc Kenzie A. W., Aitken C. V. 10., Ridcdill-Smith R.: IJrlicaria afln

insertron, of Yitałłium. British Med. J. 1907, 4, pp. 30 -40.Yalentin II. i inni: Medycyna pracy. PZWL, Warszaw 1985, s. 552.



Hllillu| ',l.illa

11211 Barnothy M. I-'. , Barnothy J. M.: Magnelic Jie.lds and the. numbcr ofblood platclets. Nat. 1969, 221, pp. 270 - 276.

|122| Doorn PF. , Mirra J . .M., Campbell P.A. Amstutz M.C.: Tissuc. rearl.i on to metal on metal total hip prostheses. Clin. Orthop. 1996, suppl.329, pp. 187 - 205.

|123] Syrett (. '. . Acharya A. (red.): Corrosion and, degradation of im plantmaterials. Philadelphia, STP 684, PA ASTM 1979, s . 128.

1124] Delgado E.R.: Sacroma following a surgical freated fraclmcd lilna; acase report. Clin. Orthop. 1958, 12, pp. 315 - 318.

[125] Dodion P., Putz P., Aminri - lamraski M.H., Efira A. lv, dc Mm I rlare E. Heimami R.: Immu noblastic lymphorna a l Ihc of an mfcclciłvi.talli.um bone plate. flisopatology 1982, 6, pp. 808 - 811).

[126] Ward Thornbury J.J . , Lemons D.D., Dunham W.K.: Metal, mdnecmlsacroma: case report and . literaturę rew iev. Clin. Orthop. 1988, 8, pp.124 - 126.

[127] Ryn R.K .N., Bovill E.C ., Skiner 11.B., Mu rray W .R.: Soft tissuc sacroma associated with aluminium oxi.de cerarnic total hip rcplacemcnl: acase report. Clin. Orthop. 1987, 216, pp. 207 - 210.

[128] Gillespie W.I., Frampton C.M.A., Henderson R.I., Ryan P.M.: 7'Inincidente of cancer following total hip replacement. J.Bone , l t Surgery(Br.) 1988, 70 - B, pp. 539 -541.

[129] Zitter IJ., Schasehl - Outschar D.: Schadensfdllen an rJiirnrgischcnImplantaten und dereń Ursachen. We rkst. Korros. 1981, 32, 321330.

[130] Jones R.L., Wing S.S.: Stress corrosion cracking and corrosion fahgiiiof sorne surgical implant materials in physiological salinę cnmronm c i i i .Corros. 1978, 34, pp. 226 - 231.

[1311 Asphahani A.L.: Evoluation oh highy alloyed stainlcss m aterials fotC02/H2S cmnronrnents. Corros. 1981, 37, (i, pp. 327 - 333.

|132| Cigad M., Mazza B., Pedeferri I'. , Salvado C., Sinigila 1)., Zanini CStress corrosion cracking of cold. - worked austenit,ic stainlcss. ( ! o i t o . h .

Sci. 1982, 22, (i, pp. 559 56 I.



Ith>iiinli rialy mciiiln /lic

Hielaiiik ,).: Wpływ procesów wyd rieleniowyek Jn r międzynie.l.tdicznye.hrui skłonność do korozji, naprężeniowej stali typu I7-IĄ-12 . I ' raca dok-torska Pol. Śląskiej, Gliwice 1987.

Sendriks A. . : Hole of sulphide indusions in pitting and crevi.ce corro-sion oj stainless steels. J.Int. Metals Rev. 1983, 28, 5, pp. 295 - 301.

lniani M.A., Praker A.C., Gilmori C.M.: Corrosion jatiąue of 316Lstainless, Co-Cr-M o alloy and ELI Ti-6al.-4 V, in: Syrett C. , Acharya(cd.): Corrosion and degradation of implant materials. STP 684, PA,ASTM, Philadelphia 1979, pp. 128 140.

Ilabibie li..).: Creck propagation in elasto - plastic materiał. Z. Flug-wissenschaft 1974, 4, ss. 120 - 131.



R o z d z i a ł 3

B I O M A T E R I A Ł Y C E R A M I C Z N E

A n n a S l ó s a r c z y k *

.1 .1 . l i i o c c r a m i k a o p a r t a o f o s f o r a n y w a p n i a

YYsród nowoczesnych materiałów implantacyjnych szczególne miejsce zajimijij tworzywa oparte o fosforany wapnia, a zwłaszcza bioceramika hydroksyapatytowa HAp-Caio(P04)6(OH)2 oraz whitlockitowa - tworzywo liT< 'I 'i . / tr icaleium phosphate)-/3Ca3(PO,i)2 Stosowane są również ceramiczne

dwufazowe mater ia ły implan tacy jne BCP (b iphas ic ca lc ium phospha tes )zawierające w swym składzie HAp i TCP oraz otrzymywane w niskichicmperat,nracli (poniżej 100° C) tzw. resorbowalnc bio materia ły opar te ofosforany wapnia, w skład których wchodzi hydroksyapatyt, z niedoininnmwapnia o raz TCP.

biom ateria ły op arte o fosforany wapnia mogą być pochodzeniu \ ni<tycznego lub wywodzić się ze źródeł naturalnych. Do pierwszej Krupy imlr/ijimplanty wytwarzane z syntetycznego HAp, TCP oraz tworzywa dwufazoweIH ;p.

I i iocerainika hydrok syapat ytowa z uwagi na swe chemiczne i minerałowirznę podobieństwo do substancji nieorganicznej kości i zębów, nic wykazujepo zainiplantowariiu żadnych efektów cytotoksycznycłi , ani rakotwórczych.(odznacza się nato mias t du żą biozgodnością, zarówno w stosunku do tkanekt wardych jak i miękkich. Dzięki swej bioaktywriości implanty hydroksynpatyłowe mogą łączyć się bezpośrednio z kością. Tworzywo hydroksyapatytowe

* Akademia (!órnic/.i> Hutnicza, Wydział I nżynierii Materiałowej i O ra mi ki , Al Mi rklewie/,a :il), ,'it) ().%!! Kraków



t I liitiiiiilcriii.lv crnu iiic/ii c

jest materiałem osteokoriduktywnym. Wiele badań klinicznych, popartychbadania mi histologicznymi, po twierdza pe łną biotolerancję i korzystne dzia-łanie hydro ksya patyt u w procesie gojenia i odbu dowy kości oraz jego du żązdolność do osteogenezy. Zaletami ceramiki hydroksyapatytowej są ponadto:wysoka czystość chemiczna, niezmienność w czasie sterylizacji , dobra adap-tacja w organizmie, jak również możliwość uzyskiwania imp lantów o różnymstopniu porowatości. Wadami tego tworzywa są niezadowalające parametrywytrzymałościowe i niska niezawodność wykonanych z niego implantów, coogranicza zakres zastosowań HAp do miejsc nie przenoszących znacznychobciążeń mechanicznych |1],

Drugim, obok hydroksyapa ty tu , s tosowanym w medycynie b iomater ia -łem opartym o fosforany wapnia jest ceramika TCP zwana whitlockitową.Tworzywo TCP wykazuje, podobnie jak hydroksyapatytowe, wysoką bioz-godność. Różni się od niego większą rozpuszczalnością w warunkach in rntroi wynika jącą stąd sk łonnością do resorpcji i biodegradacji w środowisku ży-wego organizmu [2,3].

I )<> wywodzących się ze źródeł naturalnych materiałów implantacyjnychzawierających fosforany wapnia należy liofil izowana (odwapniona lub nieod-wapniona) jak również preparowana termicznie naturalna kość ludzkapochodząca z banków kości, jest nim także poddana odpowiedniej obróbcechemicznej lub termicznej zw ierzęca kość wołowa. W os tatnich latach z uwa-)',i na niebezpieczeństwo przenoszenia pewnych chorób (AIDS, choroba Creu-t.zleldl.M .lakoba, żółtacz ka) zn aczenie tego typ u mate riał ów z astępu jącyc h

tkankę kostną nieco spadło. Pochodzenia naturalnego jest też hydroksyapa-tylowy ma teriał im planta cyjny uzyskiwany z morskich bezkręgowców, naprzykład poprzez obróbkę hydrotermiczną korali lub alg.

W rozdziale 3.1.10. podano przykłady dostępnych na rynku materiałówimplantacyjnych opartych o fosforany wapnia.

3 . 1 . 1 . C h a r a k t e r y s t y k a f iz yk oc he m ic zn a o r t o f o s f o r a n ó w w a p n i a

Zarówno hydroksyapatyt jak i TCP są ortofosforanami czyli solami trójza-sadowego kwasu ortofosforoweg o - H 3 P O 4 . W układz ie CaO-l^Oó ( rys .3 .1 . ,3.2.) występuje (i zdefiniowanych fosforanów wapnia o różnym stosunkumolowym Ca/P. Spośród nich cztery, a zwłaszcza TCP są przedmiotemzainteresowania inżynierii biomateriałów (tab.3.1).

Na rysunkach 3.3. i 3.4. przedstawiono wycinki układów CaO -l^O r,-IIjO w suchym powietrzu oraz w atmosferze pary wodnej pod ciśnieniem

parcjalnym 5()hPa. W tym ostatnim występuje faza hydroksyapatytowa.( Izesto omaw iając takie u kłady jak CaO-PaO.i-HaO tra ktu je się je jako u kła-



I ł i oi e ra mi k u o p n r l i i o l o s lo ra n y w a p n ia

501 0 Ca O ' 3 P 2 O 5

lOCaOOPjCyHjOR y s . 3.1 . U k ł ad C a O -P 2 0 5 u zu p e ł n i o n y o o k s y ap a t y t i h y d ro k s y ap a t y t .

|{ys. .V2. Wy ci n ek u k ł ad u C aO 1 'jOr, w otoczeniu TCI>.



II)'.!• t. I ł i o i im l r r i n ly c e ru

170C

1600

i-

otCjP + Liq

w y /

\/l570c

V .\o"o2 1500ZJ

-

<*C3P+C4P

1475°<DCL

£ 1400ł— VCaO +C4P aC3P +C4P aC3P+Liq

1300-

1200 i J Ii i—1 d65 C4P 60 55 C3P 50

** % mas. CaO

R y s . 3. 3 . W y c i n e k u k ł a d u C a 0 - P 2 0 5 w s u c h y m p o w i e t r z u

•* % mas CaO

Hys. 3.1. Wycinek układu CaO I'•>() . II ,<)i i i i ' K l I M i W I I V U ; ' , , ) i ) ( ) , , w n i , . i , i , , , , , , I

. . , . . , , • !W l ) ( , a 'lśnieniem cząstkowym pary wod•j • >!) l ira.



,'i I 11i (> i cii iiiill.i i < i} 11111 i i. < > f o s f o r a n y w a p u ll).'t

O z n a -czenies k r ó t o w e

N a z w az w i ą z k u

N a z w am i n e r a -logiczna

Wz ó rc h e m i c z n y

Sk ł a dt l e n o w y

C a / P

C P * d w u ( m e t a f o s f o r a n ( V ) ) w a -p n i a , ( C a - m e t a p h o s p h a t e )

- C a ( P O s ) 2 C a O P 2 O s 0 , 5

C 2 P * ° p i r o f o s f o r a n ( V ) w a p n i a( D i - C a - p h o s p h a t e )

- C a 2 P 2 0 7 2 C a O P 2 O s 1,0

c 3 p * o a

T C Pd w u ( o r t o f o s f o r a n ( V ) ) t r ó j -wapnia , or tofosfora ,n(V) wa-

p n i a ( Tr i - C a - p h o s p h a t e )

whi t locki t C a 3 ( P 0 4 ) 2 3 C a 0 P 2 0 5 1,5

C 4 P * °Te t r a C PT T C P

d z i e w i e c i o t l e n e k d w u -fosforu(V) i cz terowapnia .( Te t r a - C a - p h o s p h a t e )

hi lgen-s t o c k i t

C a 4 ( P 0 4 ) 2 0 4 C a O P 2 O r , 2, 0

ł próby na zwierzętach 0 próby kl iniczne A s t o s o w a n y j a k o m a t e r i a ł i m p l a n t u f-yjny

Tab. 3.1. Związki układ u CaO -PaO s o znaczeniu dla medycyny

O z n a -czenies k r ó t o w e

N a z w az w i ą z k u

N a z w am i n e r a -logiczna

Wz ó rc h e m i c z n y

C a / P

M C PA d w u w o d o r o f o s f o r a n ( V )w a p n i a ( m o n o c a l c i u mp h o s p h a t e a n h y d r o u s )

C a ( H 2 P 0 4 ) 2 0, 5

M C P M 1 - h y d r a t d w u w o d o r o f o s f o -r a n u ( V ) w a p n i a ( m o n o c a l c i u mp h o s p h a t e m o n o h y d r a t e )

C a ( H 2 P 0 4 )a • f i 2 o 0, 5

D C P D 2 - h y d r a t j e d n o f o s f o r a n u ( V )wapnia (dicalc iump h o s p h a t e d i h y d r a t e )

b r u s h y t C a l l P 0 4 ' J l l 2 0 1.0

D C P A j edn owod oro fosforan (V )wapnia , (dicalc iump h o s p h a t e a n h y d r o u s )

m o n e t y t C a l I PO 4 1,0

1 ,;i;i:iC P 5 - h y d r a t s z e śc i o o r t o f o s fo -r a n u ( V ) o ś m i o w a p n i ai d w u w o d o r k u ( o c t o c a l -c i u m p h o s p h a t e )

Ca g 112 ( P 0 4 ) , i l l - . ( )

1,0

1 ,;i;i:i

I I A p ,O l I A p ,H A a

sześcioor tofosforan (V)d w u w o d o r o t l e n e kdzies ięciowapnia , hydro-ksya.pa.tyt. (hydroxy-apat . it e , hy drox ylapa t i t e)

a p a t y t ,h y d r o k s y l o w y

C a i o ( P 0 4 )e (Ol l )a 1,087

Tab . 3.2. Związki układu (!a() l ' >C)r, I I jO o znaczeniu dla medycyny



3 . 1 . B io c rn i i n ik a o p a r t .i i o l o s lo ra n y w a p n ia

Rys. 3.5. Izotermy rozpuszczalności fosforanów wapnia w układzie ('ii(()ll)jH3PO4-H2O w 37° C (symbolika taka jak w tab. 3.1. i 3.2.)

DCPD lub OCP. Przy bardzo niewielkich przesyceniach IIA]) może tworzyć 1

się bezpośrednio, bez powstawania faz przejściowych.Osady fosforanów wapnia wytrącone przy pH powyżej 6,3 w szerokim

zakresie stosunku molowego Ca/P (tzn. od 1,5 do 2.0) wykazują w bndnniach ren tgenograf icznych s t ruk tu rę s łabokrys ta l icznego h ydroksyap a ty t uz charak te rys tycznymi , rozmytymi p ikami odpowiada jącymi na j in tensyw-niejszym refleksom HAp. Można np. przy neutralnym pil otrzymać fosforanwapnia, który stechiometrycznie odpowiada TCP tzn. jego stosunek molowyC a/ P 1 ,5 , na tomias t s t ruk tura k rys ta l iczna odpowiada hydroksyapa t \towi. Powstały w ten sposób związek, będący w zasadzie hydro ksyn pah Innz niedomiarem wapnia, (Ca-def. IIAp) dopiero w wyniku ogrzewania pr/cchodzi w TCP zgodnie z reakcją:

AT

C a 9 ( H P 0 4 ) 2 ( P 0 . i ) 4 ( 0 I I ) 2 > 3 C a 3 ( P 0 4 ) 2 I 2 l l a O

W praktyce doświadczalnej nie jest możliwe uzyskanie TCP poprzez wytrącanie w środowisku wodnym, bez obecności dodatków stabilizujących, ktorymi najczęściej są jony Mg 2 ' subs ty tucy jn ie pods tawia jące jony wapniowew strukturze C'a3(PO,i)2. Czysty TOP można natomiast otrzymać poprzezreakcję w fazie stałe j w tem pera turac h powyżej 800° C. Czysty fazowo

/3TOP w wodzie podlega transformacji do hydroksyapatytu, co stanowireakc ję odwrotną do przedstawionej powyżej. Podobnie zachowuje się ceraniika wh i I, loc k i towa w warunkach m iwo. Natomias t fi 'IX JM P, a. więc T< 'P



1 I i i ( ) iru i l c ri n ly c e ra m ic z n e

z doda tkiem Mg (spiekany lub surowy) nic podlega w warunkach in mtrotej przemianie. W tem pera turz e (il)" ( ' przy pil 5 obserw uje się przemian ę/7T< V -> OCP.

Wyt rącone w praktyce laboratoryjnej fosforany wapnia na ogół wykazu-ją charakter słabokrystaliczny lub amorficzny. Dopiero z upływem czasu, wtak zwanym procesie dojrzewania osadów, przekształcają się w hydroksya-palyt, na ogół niestechiornetryczny (patrz rozdz. 3.1.3). Czas tej transfor-macji w dużym stop niu zależy od temp eratu ry; w tem per atur ze pokojowejdla osadów wilgotnych wynosi około 24 godziny, znacznie szybciej przebie-ga w temperaturach podwyższonych. Nawet próbki wysuszone próżniowo,przechowywane w tempera tu rze o toczen ia pod lega ją p rzemian ie , w k tóre jamorficzne fosforany wapnia przechodzą w apatyty, aczkolwiek wówczas jesti<> proces długotrw ały, trw ający miesiącami. Stopień krystaliczności osadóww dużym sto pniu zależy od temp erat ury w jakiej zachodzą procesy w ytrą-cania i wzrasta wraz z jej wzrostem.

Ortofo slorany wapnia jako sole trój zasadowego kwasu ortofosforowegostanowią związki, w których obok jonów PO;j~, obecne są jony H2PO41 1 1 1 ' ( . Związki, w k tórych zawar te są jony I I2PO J pow sta ją wyłączn ie wśrodowisku kwaśnym i dlatego nie są normalnie znajdowane w układach bio-logicznych. Natomiast jony IIPO 2 - i P O ^ - występują w minera łach budu-jących kości i zęby oraz w różnych tkank ach pato logiczn ie zw apnion ych.

Ortofoslorany wapnia określane skrótowo CaPs (calcium phosphates)•a białymi solami, w większości słabo rozpuszczalnymi w wodzie; niektóre z

nich sn praktycznie nierozpu szczalne. W szystkie rozpusz czają się w kwasach.Poszczególne fosforany wapnia można następująco uszeregować w kierunkuich malejącej rozpuszczalności oraz malejącej szybkości rozpuszczania:

ACP > Tet ra CP > aTCP > /3TCP > Ap > I IAp

gdzie: ACP - amorficzne fosforany wapnia, Ap - niespiekany hydroksyapatytz niedomiarem wapnia, IIAp - ceramika hydroksyapatytowa po spieczeniuw I100°O.

lóslórany wapnia zmieniają pił środowiska wodnego, które wzrastawin/, ze wzrostem stosunku molowego Ca/P. Dla ceramiki hydroksyapa-tylowej 1 TO P wynosi ono około 8 podczas gdy d la TT CP dochodzi do

12,2 | I 8 |.

3 . 1 . 2 . I l y d r o k s y a p a t y t

Hydr oksya patyt jest ortofoslbrariem wapnia o stosun ku molowym C a/ Prównym l,(>(>7 zaw ieraj ącym gru py wodo rotlenow e (Ol i ). Jeg o wzór che-



. 1 1 I i l l l i l l i l l I I i k i l o p a l i l i l i l i >s l> I I , i n y W H p l l l i l

uliczny przedstawia się następująco:

Ca 1()(l'0,)(i(0l I)2

a zatem jest to sześcioortolosforan (V) dwuwodorotlenek dzicsięciow!Oznaczany jest symbolami: IIAp, 1JAP, HA lub OIJAp. W klasyfikacjieralogicznej hydroksyapatyt należy do grupy apatytów.

Nazwa "apatyt" pochodzi od greckiego słowa "ho apate" co znaczyoszustwo, tr ik i nadana została w 1790 roku przez Wernera nowo odkrytej

grupie minerałów, które nastręczały ówczesnym naukowcom szereg trudno;,ci w badaniach.

Apatytom przypisywany jest ogólny wzór:

M 10 (Z O 4) 6 X 2

gdzie:

M - Ca 2 +, Sr2"1", Ba 2 +, Cd 2 +, Pb 2 + , M g 2+, Zn 2 1 , N a 1 , K 1 , II 1 ild,,

Z = P 5 + , V 5 + , A s 5 1 , S 4 + , S i4+, Ge 4+ itd. oraz COf" w miejsce grup

P O 4 - w tzw. apatytach węglanowych typu B

X = O H - , F~ , C l" , Br - , O 2 - , wakancje itd. oraz CO 2 - w fzw.apnty

tach węglanowych typu A.

Apatyty stanowią izomorficzną grupę bezwodnych fosforanów wapnia zinnym anionem, które odznaczają się podobieństwem cech strukturalnych

i właściwości fizycznych. W przy rodz ie wy stęp uje wiele różnorod nych mi -n e r a ł ó w a p a t y t o w y c h t a ki c h j a k n p .

apa tyt fluorowy (fluoro apaty t) Caio(PO ,|),; !••>apa tyt chlorowy (chloro apatyt) Caio(PO.i)ti Ol >

apatyt węglanowy - podolit Caio(POi)i; 0( ) t

d a h l i t C a J 0 ( P O . , . ( ' ( ) , ) „ ( O l i ) ,

f r a n k o l i t C a K ) ( P 0 4 . ('(>,)<• (I•,t > 11)j

h y d r o k s y f l u o r o a p a t y t w a p n i o w o - s t r o n to w y ( C a , S r ) i o ( P O | ) t i (I ,()ll)>

Spośród minerałów apatytowych najbardziej rozpowszechniony jest. apatylfluorowy - Caio(PO,i)fi F2 i określenie "apatyt" jest czasem używane jakosynonim f luoroapa ty tu .

Min erały apatyto we wy stępują w skałach magmowych, niektórych wnpiennych skałach metamorficznych oraz fosforanowych skałach osadowych.

Apa tyty oraz pokrew ne im fosforyty eksploatowan e są dla potrz eb produk cjinawozów sztucznych, przemysłu metalurgicznego, szklarskiego oraz ceramieznego.



3.1 liioirr amika oparta <> fosforany wapniu lim

Parametr Kości Zębyzębina Szkliwo

Zawartość substancjinieorganicznej

70H, (69b), (65d) 70'', (70d) !)(>', (97d)

Zawartość substancjiorganicznej

22 a, (20b), (25d) 17°, (20d) 2<;, (l ,5 d)

Zawartość wody 8 a , (9 b), (10d) 13 c, (10d) 2C, (l,5 d)

Stosunek mol. Ca/P l,70d

l,62d

l,(Md

Rozmiar krystalitów [A | 250 x 30d 200 x 40d 1300 x 30()d

Produkty po ogrzaniuw 800° C

HAp+CaO d P.TCP+HApd {1TCV 1 IIAp'

Tab. 3.3. Skład kości i zębów \% mas.]; a-wg Osborna, b-wg P ung ii, i w/» A o

kiego; d-wg Lc Gcros

w wyniku wysokotemperaturowego (powyżej 1000° C) procesu wygr/cwnuinhydroksyapa ty tu , podczas k tórego jony CO 2 - zas tępują grupy Ol i

Wia domo , że zna jdu jące się w tkance ko stnej jony węglanowe są równie/,wynikiem procesów adsorbcyjnych zachodzących na powierzchni kryształówapatytowych. Mniej jonów węglanowych zawiera zębina, a najmniej - szkliwo zębowe. Wbudowanie się jonów CO 2 " w miejsce jonów fosforanowychzwiększa stosunek molowy Ca/P tkanki kostnej oraz powoduje skrócenie osi

"a" i rozszerzenie osi "c" w strukturze apatytu.W apatytach kostnych zawarty jest również: magnez (ok. 0,7 % mas.) ,

sód 0,9% mas.) , pota s 0,03% mas.) , chlor (~ 0,13% mas.) , Iluor (~ 0,03% mas.) oraz szereg pierwiastków śladowych takich jak Sr ' 1 ,P b 2 Zn 2 C u 2 Fe 2 1 i innych. Ich obecność wpływa na aktywność enzvmów związanych z działaniem komórek kostnych. W budow ywanie sn; |onóv\M g 2 + i C O 2 - powoduje obniżenie rozmiarów kryształów apatytowych oinzpodwyższenie ich rozpuszczalności.

Efektem niskiej krystaliczności oraz niedoskonałości chemicznej, pr/cjawiającej się odstępstwami od stechiometrii oraz obecnością licznych podstawień izomorficznych, jest duża reaktywność apatytów kostnych mającaswe odzwierciedlenie między innymi w procesach resorpcyjriych kości.

Bardzo ważną rolę spełnia w kościach substancja organiczna (25% mas),której zawartość w zębinie jest nieco mniejsza (20%) mas.), zaś najmniejsza

w szkliwie (1,5%) mas.) . W kościach stano wi ją głównie kolagen ty pu I,obok które go obecno są, w mniejszych ilościach protein y, pol isach aryd y i lipidy. Składniki organiczne, głównie kolagen, czynią kość pod względem pa



.1 Iiioinalcilaly > rrinnii /Ile

ra inc trów mechanicznych bardz ie j zbl iżoną do pol imerów, między innymiobniża ją j e j modni Y ounga , c z ynią mnie j k ruc hą i ba rdz ie j odporną na z n i -szczenie pod wpływem przyłożonych naprężeń.

Ws pół tw orz e nie kośc i p r z e z s ubs ta nc ję n ie orga nic z ną i o rga nic z ną na da -j e t e mu na tura lne mu kompoz ytow i n ie orga nic z no-orga nic z ne mu odpow ie d-nie właściwości , nie tylko biologiczne , a le i mechaniczne . Umożliwia to pe ł-n i e n i e prz e z s z k ie le t kos tny ro l i r us z tow a nia podt r z ymując e go tka nki mięk-kie oraz konstrukcj i umożliwia jące j poruszanie s ię ludzi i zwierząt .

Mine ra l i z a c ja kośc i op i s yw a na j e s t j a ko krys ta l i z a c ja hydroks ya pa ty tuna podłożu biologicznym jakim są włókna bia łkowo-kolagenowe. Jes t to• z e /ogólny prz ykła d z j a w is ka , k i e dy mine ra ł n i e pow s ta je w odos obnie n iuod świa ta biologicznego, ta k jak to ma mie jsce w ska łach. Do jego k rys ta -l i z a c j i niezbędna jes t matryca biologiczna , jaką jes t właśnie kolagen. Dośćpow s z e c hny j e s t pogląd , że w proc e s ie pow s ta w a nia a pa ty tu kos tne go ro lęp r e k u r s o ra p e ł n i O C P - C a g l ^ P O , ! • 5 1 12 O, b ę d ą c y f a z ą p r z e jśc i o w ą wproces ie bioininera l izac j i .

l Y z e e i ą g r u p ę s t a n o w i ą a p a t y t y s y n t e t y c z n e . N a j w i ę k s z e z n a c z e n i e< l l a me dyc yny ma pow s z e c hnie s tos ow a ny do w ytw a rz a n ia impla n tów s yn-te tyc z ny hydroks ya pa ty t . Me tody j e go o t r z ymyw a nia z os ta ną omów ione wrozdziale 3.1.8.1 11,5,6,8].

3 . 1 . 3 . H y d r o k s y a p a t y t s t e c h i o m e t r y c z n y i n i e s t e c h i o m e t r y c z n y

I ' oj ęe ie h y d r o k s y a p a t y t s t e c h i o m e t r y c z n y " - s - O H A p o z n a cz a z w ią ze ko s k ła dz ie c he mic z nym odpow ia da jąc ym ide a ln ie s t e c h iome t r i i z w iąz ku0 a l ( ) ( P 0 . 1 ) ( i ( 0 H ) 2 .

O k re śl e ni e " h y d r o k s y a p a t y t n i c s t e c h i o m e t r y c z n y " - n s - O H A p o d -nosi się do grupy z w iąz ków , k tóryc h a na l i z a c he mic z na w yka z uje ode jśc ies k ł a d u od tego, który odpowiada s -OIIAp. Związki te mogą zawierać wodęsieciową, j o n y U F O 2 - , C a 2 ' i / l ub 20I i~ z a s tąp ione prz e z O 2 - . H ydroks y-a pa ty t w yk; r /u je ba rdz o s z e roki z a kre s n ie s t e c h iome t r i i .

I s tn ie j e rów nie ż po jęc ie " a pa ty tu w ęgla now e go" - CO ; jA p, k tóre od-n os i s ię do ka żde go a pa t y tu z a w ie ra jąc e go w s w ym s k ła dz ie jony C O2 - . Jeślij o n y ( ' ( z a s t ę p u j ą g ru py O H - to jes t to tzw. apa tyt węglanowy typu Ac z yl i A O O a A p- , je śl i na tom ia s t p ods ta w ia ją jony P O ^- t o j e s t to a pa ty twęglanowy typu B czyl i B-OO3 Ap. len os ta tni w ystęp uje w ukła dac h bio-logicznych.

N az w a ' h y d r o k s y a p a t y t z n i e d o m i a r e m w a p n i a " - C a- de f. O Il A podpo w ia da w yt rąc one mu a p a ty tow e mu fos fora now i w a pnia o s tos unku m o-lowym < ' a / l ' zawarty m w zakres ie 1,5-1,66, a nawet poniże j te j dolne j skra j-



3.1 I i ioee r a i i i ika opa l i l i o lo : . I m any wapnia

1. Ca „ , r ( l lPO, , ) 2l (l > ( ) , | ) l l 2 x (O I I )2 0 < ./• • ~ 2

2. Ca 1(i , ;(HPO,). ,(PO ,) ,i . (OfIJo x (1 < x • 2

3. Ca „ , x w ( H P 0 4 ) I ( P 0 4 ) 6 , ( 0 1 1 ) 2 x 2y 0 < x < 2y < (1 x/2)

4. C a 10 x ( H P O ,) x (PO , ) li x(OII)2 x 0 < x < 1

5. Caio x (H P 0 4 )x (P 0 4 ) 6 x (0 1 ] ) 2 - x ( I I 2 0 ) I 0 < x < 1

6. Cag x ( I I P 0 4 ) i f2x(PO,t)r, 2x (O H ) stosunek molowy Ca/Pod 1.4 doi.5

7. C a 9 + z ( P 0 4 ) 5 + ! / + z ( r i P 0 4 ) i - y t ( O H ) i - s + 2 -

8. C a 1 0 _ , +u ( P O 4 ) 6 i ( H P 0 4 ) i ( O H ) 3 . i + u 2 - x -\ 2u < 2 a (1 < u. • .i-/

Tab. 3.4. Wzory hydro ksyapa tytu z niedomiarom wapn a

nej wartości . W te j grup ie m ieszczą s ię także zw iązki mogące za wierać w nis tw y pośre dnie z budow a ne z O CP - Ca gH 2(P0 4 )6 • 51J2O.

U da ło s ię pona dto o t r z yma ć z a s a dow e or tofos fora ny w a pniu o >1 < >1111U11

molow ym Ca /P pow yże j 1 , 667 np . poprz e z w ygrz e w a nie s - O l I A p z ( 'n< '1 1 •

w 1000° C w czas ie 10 dni w a tmosferze powie trza nasyconego parą wodnąZ w iąz ki te na z y w a ne są " a p a t y t a m i z n a d m i a r e m w a p n i a " ( en le iu in 1 icha p a t i t e s ) .

Podob nie j a k n ie j e s t s t e c h iome t ryc z nym hydro ks ya pa ty tc m a pnty lwchodzący w skład kości i zębów, również szereg hydroksyapatyt .ów ol . rzymyw a nyc h s ynte tyc z nie w yka z uje w ięks z e lub mnie j s z e ods tęps tw a od s toc h iome t r i i . H yd roks ya pa ty tow i z n ie domia re m w a pn ia Ca -de f . - O N A ]) prz ypisywane są różne wzory chemiczne ( tab.3.4. ) . Jeśl i os iągnięte zos taną warunki rów now a gi lub ps e udorów now a gi w proc e s ie o t r z ymyw a nia hydroks yapa ty tu me todą mokrą , s t ruk turę w yt rąc onyc h os a dów na j l e p ie j op i s u je w z ói(2) z tab.3.4.

W pra k tyc e l a b ora tory jne j , j a k na to w s ka z uje obs z e rny prz e g ląd prmie nnic tw a , ba rd z o t rud no j e s t o t r z ym a ć s te c h iome t ryc z ny hydroks ynpnl v iNiektórzy uważają, że jes t to wręcz niemożliwe. Ma to swoje uwarunkowaniut e r m o d y n a m i c z n e i k in e t y c z n e.

W s t ruk turz e n ie s t e c h iome t ryc z ne go hydroks ya pa ty tu , obe c ne s ą jonyH P 0 4

- . Podc z a s ogrz e w a nia w z a kre s ie t e mpe ra tu r 400-700° O (na ogo l

powy żej 600° C) w wyniku roz kład u gru p I ł PO 2 pow s ta ją jony p i ro lós lórnnow e P2O j , a na s tępnie pow s ta ły p i rofos fora n r e a guje z hydrok s ya pa ty te intw orz ąc TCP.

C a 2 P 2 0 7 I C a i ( , ( P 0 1 ) ( i ( 0 I I ) 2 1( 'a ;i (PO. i)2 I IM>

U z ys kiw a nie w proc e s a ch w yt rąc a nia r i i e s te e h iomc t ryc z ne go hydroks ya patytu ina swoje da leko posunięte konsekwencje jeśl i chodzi o skład la /owy



.1. Iiioiiuili i liily ciTiiuiic/.nc

i właściwości biom ateriałów wyprodukowanych z takich osadów. W ytwo-rzone z nich implanty, w wyniku zachodzenia opisanych powyżej przemian,stanowią w zasadzie dwufazową ceramikę, w której obok hydroksyapatytujako lazy dominującej, obecny jest również TCP. Wpływa to na zachowaniesię powyższych tworzyw w warunkach in vivo, a zwłaszcza na przebieg ichresorpcji i biodegradacji [9-i-ll]

3 . 1 . 4 . S t r u k t u r a h y d r o k s y a p a t y t u i T C P

Hydroksyapa ty t s tech iometryczny: s -OHAp krys ta l izu je w uk ładz ie jedno-kośnym. Symetria jego sieci krystalicznej jest opisana grupą przestrzenną

l '2 |b, zaś stałe sieciowe wynoszą:a 0,94214(8) nm, b = 2a, c = 0,68814(7) nm, 7 = 120".Natom iast hydr oksy apat yt syntetyczny, podobnie jak i mineralogiczny orazbiologiczny, wykazuje strukturę heksagonalną, grupa przestrzenna P6s/m.Wartości parametrów sieciowych podane przez różne materiały źródłoweprzedstawiają się następująco:

a 0,9423 nm 0,9421 ± 0,0003 nm 0,94176 ± 0,00005 nm

<• 0,6875 nm 0,6880 ± 0,000 3 nm 0,68814 ± 0,00005 nm

Ink więc skutkiem niewielkiego nawet odstępstwa od stechiometrii pow-inie s t ruk tura heksagonalna z k tórą mamy do czynien ia w prak tyce , zaś

jedi ioskosny hydroksyapatyt jest rzadkością.

Komórka e lementarna hydroksyapa ty tu czyl i na jmnie jsza jednos tkabudująca kryształ, zawiera dziesięć odpowiednio rozmieszczonych w przes-t rzen i ( ' ; r 1 , sześć grup POjj - oraz dwie grupy OH - . Spośród dziesięciuwchodzących w skład komórki atomów wapnia, w zależności od ich najbliż-szego otoczenia , cztery są określane jako Ca(I), a sz eśćjak o CJa(ll) (rys.3.6.) .Atomy Ca(II) są otoczone przez sześć atomów tlenu należących do grupHO'} i Oli . Atomy te tworzą trójkąty, które usytuowa ne są prosto padledo osi "c" i wzajemnie względem siebie przesunięte o 60° . Natomiast atomy( 'n (I) są niemal oktaedrycznie otoczone przez sześć atomów tlenu. W struk-tu rze hydroksyapa ty tu g rupy OH - nie są położone w płaszczyźnie trójk ątówutworzonych przez wapń, ale przesunięte powyżej lub poniżej środka tychtrójkątów. Z tego właśnie powodu symetria stechiometrycznego HAp jestnieco obniżona i nabiera cech układu jednoskośnego, o preferencyjnej or-ientacji grup hydroksylowych. We fluoroapatycie, który jest izostrukturalnyz hydrok.syapatytom, jony K usytuowane są w tej samej płaszczyźnie co

jony (!n

J 1

. Apatyt, węglanowy ('a.]()(I*C).|)(; (X);j wykazuje" symetrię pseudo-heksagonalrią. Atomy fosforu wraz z otaczającymi je czterema atomami



I H i o i n a l r r i i i l y i c r n m i c / . n i

a)

b)

A chain8 chain

l(ys. . ' i .7. Struktura krystaliczna fiTCP: a) proje kcja wzdłuż osi c; b) schem atbudowy łańcuchów A i B .

N a le ży na dmie nić , że TC P-C a 3( P04 )2 w ys tępu je w dw óc h odmia na c h p o-l imor l i c z nyc h: j a ko w ys okote mpe ra turow a odmia na a (ora z j e j f o rma a 't rw a ła pow yże j t e mpe r ; i t u ry 1430° C) ora z odm ia na n i s ko te m pe ra turow a

/H ' ( T . In forma c je odnośnie prz e mia ny po l irnor f ic z ne j /3T CP *-+ n T C 'mieszczono w rozdzia le 3.1.7.

za -



I I lumi i i t i '1 ' i i i Iv ccrnni i< / .no

Struk tura hydroksyapa ty tu p rzy jmuje różnorodne pods tawien ia izomorf icz-ne, zarówno do podsieci kationowej jak i anionowej. Zastępowanie jednychjonów innymi nie powoduje zniszczenia struktury krystalicznej komórki ele-mentarnej IIAj). Kryteria określające zakres tej wymiany obejmują podo-bieństwo wymiarów i ładunków jonów podstawiających i podstawianych.I )rugi wymóg sprawia, że w przypadku różnej wartościowości jonów wcho-dzących do struktury w stosunku do tworzących tą strukturę, zachowana!>ve musi zasada elektroobojętności związku.

W miejscu jonów wapniowych mogą pojawić się jony dwuwartościowe:Si ~' , Mg 21 , C d 2 +, Pb 2 + , M n 2+, Hg 2+, Co 2+, C'u 2+ , Z n 2+, Ba 2+, jedno-w n r l o ś c i o w e : N a f , K + , Li+, ( H 3 0 ) + , lub trójwartościowe: Al 3 + , C r 3 + , Fe 3+ .( I rupy I 'O^ , mogą być zastąpio ne przez C O 2 - , S O 2 - , A s O 3 - , V 0 3 ~. Nato-miast gruj)y OH - są zastępowane jonami F - i C l - . Obecność podstawieńizomorficznych w sieci HAp wpływa na zmianę parametrów sieciowych, ste-chiometrię, krystaliczność (rozmiar kryształów, obecność w nich naprężeń)oraz stabilność termiczną i chemiczną związku.

Obce p ie rwias tk i są subs ty tucy jn ie wbudowywane do s t ruk tury hydro-ksya paty tu w ilości niezdefiniowanej i zależnej od warunków tworzenia się tejstruk tury. Szczególnie groźne dla żywego organizmu są metale ciężkie, któr ewbudowują się do układu kostnego człowieka w ilościach zależnych od stanuśrodowiska na turalne go i sposobu od żywiania. Niektóre z nich, np. ołów i ka-dm czy powstające podczas wybuchów atomowych promieniotwórczy 9 0S ri 1 111 Ha, mogą powodować patologiczne zmiany w układzie kostnym ludzi

i zwierząt, prowadzące do ciężkich chorób, a nawet śmierci.Podobieństwo promieni jonowych F~~, OM - i C l - (odpowiednio 0,132,

lt,l 08, i 0,181 run) spraw ia, że fluor i chlor m ogą ła two z astępow ać grup yOli w s t ruk turz e hydroksyap a ty tu . Zas tąp ien ie g rup O H - jonami F~zmniejsza rozpuszczalność IIAj). Uważa się, że wbudowane w szkliwo zębowejony lluorkowe spełniają ważną rolę w profilaktyce próchnicy. Wytworzo-na na powierzchni zębów warstwa mniej rozpuszczalnego w stosunku doIIAp lluoroapatytu podwyższa odporność korozyjną zębów narażonych naszkodliwe działan ie kwasów wytworzonych przez obecne w jam ie ustne j bak-terie Piekl ten wy korz ystu je się przy fluoryz acji środków do czyszczeniazębów oraz wody pitnej. Fluor jest również pierwiastkiem, który spełnia is-totną rolę przy tworzeniu szkliwa zębowego. Należy jednocześnie pamiętać,że nadmiar lego pierwiastka jest niezwykle groźny dla żywych organizmów.

Hydroksyapatyt posiada wyjątkowe właściwości sorpcyjne w stosunkudo kwasów tłuszczo wych , śliny, lipidów i szeregu innych su bst anc ji. W łaś-c i w o ś c i te są najp raw dopo dob niej wynikiem istnienia w jego str uktu rzepustych przestrzeni, określanych jam ami, o wielkości doch odzącej do 5 A,



.'1.1 Hioio ramika. oparta o fosforany wapnia

w których z powodzeniem mieszczą się atomy, jony 1111 > cząsteczki innychsubstancji . Jeśli przestrzenie te są zamknięte, usunięcie zaokludowanych wnich cząstek wymaga najprawdopodobniej rozerwania sieci krystalicznej.Jeżeli natomiast jamy są otwarte, tzn. łączą się z powierzchnią, to wówczasusunięcie tych cząstek odbywa się bez zniszczenia struktury. Właściwoś-ci sorpcyjne hydroksyapatytu są wykorzystywane do rozdzielania różnychsubs tanc ji organicznych n p. w procesach oczyszczania olei, alkoholi i innychśrodków spożywczych.

Współczynniki załamania światła IIAp wynoszą:

l . f iól n £ = 1,644 A = 0,07.

Twardość - 5 w skali Mohsa.

Rozpuszczalność hydroksyapatytu zależy od: pH oraz rodzaju rozpun/czalnika. HAp jest słabo rozpuszczalny w wodzie, a uzyskany rozt.wói wy lwi

żuje odczyn s łabo alkaliczny o pil ~ 8. Wartość pK s dla stechiomet.rye/ucjnihydroksyapatytu w temperaturze 25° C wynosi ^^ 57,5. Bardzo ważną rok;w procesie rozpuszczania odgrywają jony wodorowe, które przyląeznji | s iędo obecnych na powierzchni kryształu grup PO 3 - tworząc joriy III '< >_* ,a następnie katalizują wymianę fosforu pomiędzy powierzchnią kryształuIIAp a roztworem. Jeśli hydroksyapatyt poddamy działaniu medium o pilbliskim fizjologicznemu 7,3) to na powierzchni stosunek molowy Ca / Phydroksyapatytu ulegnie wyraźnemu obniżeniu (nawet do 1,2). Te zmianychemiczne oraz morfologiczne powierzchni odgrywają decydującą rolę przy

tworzeniu wiązania w warunkach in vivo.Z tworzywa hydroksyapatytowego pozostającego w kontakcie z wodą

destylowaną o temperaturze 37° C po 300 dniach uwalnia się zaledwie około5 ppm wapnia. Hyd roksy apaty t jest praktycznie nierozpuszczalny w /n adach, natomiast dobrze rozpuszcza się w kwasach. W roztworach soli potusu, sodu , ma gnez u, bar u i str on tu rozpus zcza się lepiej niż w wodzie «I<tylowanej zgodnie z następującym uszeregowaniem, w kierunku miilcjąn |rozpuszczalności:

Sr > Ba > Mg > Na > K

Na rozpuszczalność hydroksyapatytu wpływa również obecność w roztworzeaminokwasów , prote in, enzymów i innych związków organicznych. W ślinierozpuszcza się słabo.

Mak syma lną rozpuszczalność wykazuje hydroksy apaty t w 16" O. I o w yżej tej temperatury jego rozpuszczalność maleje.Rozpuszczalność bioccrainiki hydroksyapatytowoj zależy ponadto od temporatu ry jej obróbki term icznej Próbki wypalone w 900 C, z powodu większej



1 I tu nimi rim ly ciTiiniie/nc

i lośc i de lektów w s iec i krys ta l icznej I IAp, odznacza ją s ię wyższą rozpusz-cza lnością w s tosunku do spiekanych w 1200"C.

Roz pus z c z a lność a pa ty tów n ie s t e c h iorne t ryc z nyc h , o molow ym s tos un-ku (Ja/1 * < 1 , 67 j e s t w yżs z a a n iże l i hydro ks ya p a ty tu s t e c h iome t ryc z ne go .P o d s t a w i e n i a M g 2 1 , S r 2 + , C O 2 - pow odują w z ros t roz pus z c z a lnośc i na to-mia st z a s tąp ie n ie g rup O l i - j ona mi F~ obniża roz pus z c z a lność hydroks ya -pa ty tu . S ła bokrys ta l i c z ny 11 A p w yka z uje l e psz ą roz pus z c z a lność w s tos unk udo dobrz e w ykrys ta l i z ow a ne go . N a j l e p ie j roz pus z c z a ją s ię a mor f i c z ne os a dyfos fora nów w a pnia - A CP.

W środow is ku żyw e go orga niz mu hydroks ya pa ty t u le ga j e dynie ba rdz os ła be mu roz pus z c z a niu , to t e ż uw a ża ny j e s t pow s z e c hnie z a b ioma te r i a ł p r a -ktycznie nierozpuszcza lny. W tes tach na zwierzętach wyznaczono szybkośćroz pus z c z a nia s ię impla n tów hydroks ya pa ty tow yc h j a ko rów ną 0 , 23 mg/c m2

powierzchni w c iągu roku, co odpowiada ubytkowi do głębokości 0,75 fj,m-

1,00 / tm w s z c z e pu na rok ( inne źródła p od a ją t e n ubyte k na poz iomie 20 firn

-30 / cm rocznie ) .

Roz pus z c z a lność b ioc e ra mik i I IA p w w a runka c h in vivo za leży w znacz-nym s top niu od j e j k rys ta l i c z nośc i ( s tos unku f a z y krys ta l i c z ne j do a mo r f i c z -nej, roz mia ru krys z ta łów , s topnia z de fe k tow a nia , obe c nośc i w n ic h na prę-żeń) oraz porowatości . Implanty porowate , z uwagi na większą powierzchniękonta k tu z o ta c z a jąc ym me dium roz pus z c z a jąc ym, u le ga ją w w ięks z ym s to-pniu rozpuszczeniu w s tosunku do wszczepów gęste j bioceramiki I IAp.

Pote nc ja ł z e ta (£ ) hydroks ya pa ty tu w roz tw ora c h w odnyc h j e s t ba rdz o

czuły na zmiany pi l roz tworu oraz s tężenia jonów Ca2 +

i PO;j~:przy plJ (i wynosi zeroprzy pil powyżej 6 jest ujemnyprzy pff poniżej 6 jest dodatn i.

N a w ie lkość po te nc ja łu £ hydro ks ya p a ty tu i s to tny w pływ ma t e mp e ra turaje go obróbki t e rmic z ne j . Wra z z e w z ros te m te j t e mpe ra tury punkt i z oe le k-t ryc z r iy c z ąs te k I IA p prz e s uw a s ię w k ie runku ł a dunku u je mne go. Suge ru jeto , że impla n ty hydrok s ya pa ty tow e mogą w yka z yw a ć różne z a c how a nie s ię wżyw ym orga niz mie , w z a le żnośc i od t e m pe ra tury w j a k ie j z os ta ły w ypa lone .Z m i e n i a j ą c pote nc ja ł pow ie rz c hni można r e gulow a ć oddz ia ływ a nie impla n-tów I IA p z w yka z ując ymi rów nie ż pow ie rz c hniow y ł a dune k u je mny ba k-te r i a mi , poprz e z w yw oła n ie e l e k t ros ta tyc z ne go odpyc ha nia pomiędz y n imi .U je mny ł a dune k w yka z yw a ny prz e z pow ie rz c hnię hydroks ya pa ty tu obniżanie tylko przyczepność bakteryjną, a le również sprzyja odkładaniu s ię kościna impla n ta c h I IA p.

Ś r ed n i l i n io wy wsp ó łczy n n ik r o z sze r za ln o ś c i c i ep ln e j h y d r o k sy ap a ty tuw zak r e s i e t e m p er a tu r ()" ( ' I OOIl" ( ' m ie r zo n y w k i e r u n k u o s i "o " wy n o s i



,'J. I I i i o i r i a n i i k a o p a i l a o l o s l b r a n y w a p n i a

l 3 T 0 - < ) K ', zaś w kier unk u osi "a" ~ 22-10 (> K 1 . ' la anizotropia rozszerzalnośei cieplnej może być przyczyną powstawania mikropękriięć w czasiewypalania bioceramiki IlAp. Według innych źródeł średni współczynnikrozszerzalności cieplnej hydroksyapatytu wynosi 11,6- 10~f> K" '. Hydro-ksyapatyt, jest bardzo dobry m izolatorem cieplnym [1 4- (i| .

Hydroksyapatyt jest dielektrykiem. Ma to duże pozytywne znaczenieużytkowe, gdyż wykonane z niego implanty nie nagrzewają się w czasie wykonywanych zabiegów fizykoterapeutycznych i nie zaburzają przebiegającego w organizmie za pośrednictwem nerwów transp ort u sygnałów elek trycznych.

3 . 1 .6 . R e a k c j e t e r m i c z n e h y d r o k s y a p a t y t u

Zachowanie się hydroksyapatytu w czasie ogrzewania w bardzo dużym stopniu zależy od jego formuły chemicznej, (czy jest to związek stechionieli y

czny, czy też wykazujący odstępstwa od stechiometrii) oraz od ciśnieniucząstkowego pary wodnej. Na rozkład hydroksyapatytu wpływa tez obnność niewielkich nawet dodatków innych fosforanów, np. Li,-; I'(), |.

S tech iometryczny hydrok syapa ty t ( s -OHAp) jes t bardz ie j t rwały temucznie w porównaniu z formami niestechiometrycznymi (ns-OHAp). W czasieogrzewania nie ulega on tak łatwo rozkładowi i wykazuje stabilność termie/na do temperatury 1130° C. Powyżej tej temperatury rozkłada się do r* 'T( ' I 'i TTCP (Ca^PaOs)). Niektórym badaczom udało się uzyskać czystą fazowoceramikę hydroksyapa ty tową nawet w tempe ra turze 1450° C w a tmosferzepowietrza pod warunkiem, że podczas wypalania czas przetrzymywania wmaksymalne j tempera turze by ł odpowiednio kró tk i .

Odmienne zachowanie podczas ogrzewania wykazują osady, których stosunek molowy Ca/P jest różny od 1,67, a mianowicie podlegają one rozkłudowi już w dużo niższych temperaturach, na ogół poniżej 101)1)" (' Jeślistosunek ten jest mniejszy niż 1,67, ale większy od 1,5 - w wyniku obróbki cieplnej powst aje hydrok syapa tyt i TCP , przy czym udział obu tych In/uzależniony jest od wartości stosunku Ca/P wyjściowego osadu. Osady apatytowe o stosunku Ca/P pomiędzy 1,50 a 1,67, w których strukturze wyst ę p u j ą j o n y H P O 2 - pod lega ją powyżej 600° C rozkładowi z utworzeniemgrupy pirofosforanowej i wydzieleniem wody, zgodnie z reakcją:

2 I J P 0 2 - -> P20$ ~ -ł IJ 2 0

po której natychmiast zachodzi reakcja:

V-20\~ I 2011 -> 2PO ;) - I I J 2 0

W wyniku powyższych przemian powstaje Ca;t(PO/i) 2 (Patrz rozdz. 3.1.3.) .



I U l d i n a l i T i n ly c e r a m i c z n o

W rezultacie w tworzywie obok hydrok syapa tytu, obecny jest 'LX ! l J u ż p r z yjednym promilu deficytu wapn ia pojawia się obok hyd roksy apaty tu około7 % T C P .

W prekursorach proszkowych o stosunku molowym Ca/P zawartym wprzedziale 1 ,(>7 -2,0 podczas w ypalania tworzy się obok hy drok syap atytu -I T( 'P, który jest fazą stabi lną powyżej temp erat ury 1340° C, zaś poniżej tejtemperatury ulega rozkładowi z wydzieleniem się CaO. Obecność w prób-kach ceramiki TTCP lub CaO, obok dominującej fazy hydroksyapatytowej,

zależy od temperatury spiekania oraz szybkości studzenia.()<l procesu rozkładu należy odróżnić proces dehydroksylacji hydroksy-apalyl u polegający na utracie wody konstytucyjnej, ale z zachowaniem stru-k tury związku . Wraz ze wzros tem tempe ra tury hydroksyap a ty t t rac i w spo-sób odwracalny grupy hydroksylowe OH - i przechodzi stopniowo w oksy-a p a t y t - C a m ( P 0 4 )6 0 (OAp). Stwierdzono, że w tem pera turz e 1230° COl IAp może utracić do 75% swej wody konstytucyjnej zachowując przy tymstruk turę apa ty tową. Ponieważ u t ra ta wody kons ty tucy jne j p rzeb iega s top-n i o w o , rozróżnia się przejściowe produkty dehydroksylacji hydroksyapatytu,k tóre skró towo okreś lane są 0 ,01JAp. Oksyhydroksyapa ty t (0 ,0 I iAp) , za -wiera w swej strukturze wiele wakancji i przypisuje mu się wzór:

C a 1 0 ( P O 4 ) 6 ( O H ) 2 _ 2 x O x [ ]

gdzie | | oznacza wakancję.

' / , uwagi na fakt, że te trzy fazy: OHAp, 0,0IJAp i OAp są rentgenogra-łicznie nicrozróżnialne, w literaturze powszechnie, aczkolwiek jak wykazanonie do końca słusznie, operuje się pojęciem "hydroksyapatyt" czy "cerami-ka hydroksyapatytowa" również dla określenia oksyapatytu jak i oksyhy-droksyapatytu oraz ich spieków. Proces dehydroksylacji hydroksyapatytuInzebiega intensywnie w zakresie 1000-1360° C.

I 'czy dalszym ogrzewaniu do 1400-1430° C oksyapatyt ulega rozkładowido TOP i T T C P zgodnie z reakcją.

C a 1 0 ( P O 4 ) 6 O - 2 C a 3 ( P 0 4 ) 2 + C a 4 ( P 0 4 ) 2 0O A p a T C P T T C P

i )grz.ewając niektóre handlowe proszki hydroks yapaty towe rozkład ten zao-bserwowano juz w 1360° C. W ykazano, że przed rozkładem termiczn ym hy-droksyapatyt nie ulega całkowitemu odwodnieniu, a jedynie ilość zawartej wmm wody niezbędna do stabilizacji struktury OHAp spada poniżej wartoś-

ci minimalnej określanej na poziomic 0,77 ±0,05%. Ody zawartość wodykonstytucyjnej obniży się poniżej tej wartości - rozpoczyna się rozkład hy-drok syap atytu do TOP i T TCP. Ponieważ pow stający TT C P nie jest ter-



.'i. I . I ł i o e e r a u u k a o p a r ł a o f o s f o r a n y w a p n i a

S t o s u n e k m o l o w y C a / P F a z y k r y H l a l l r / a c

1, 0 D C P

> 1 , 0 - < 1 , 5 D C P 1 T C P

1 , 5 T C P

> 1 , 5 - < 1 , 6 7 T C P h O H A p

1 , 6 7 O H A p

> 1 , 6 7 - < 2 , 0 O H A p + T T C P g d y T > 1 3 4 0 ° C

O H A p + C a O g d y T < 1 3 4 0 ° C

2 ,0 T T C P

g d z i e : D C P - C a 2 P 2 0 7 T C P - C a 3 ( P 0 4 ) 2

T T C P - C a , 4 P 2 0 9 O H A p - C a 1 0 ( P O 4 ) 6 ( O H ) 2

Tab. 3.5. Fazy krystaliczne pows tałe w wyniku ogrzewania fosforanów wn|>nin oróżnym stosunku molowym Ca/P.

modynamicznie trwały w niskich temperaturach, w zależności od ./yl>U<>••ci schładzania może wystąpić jego rozkład i powtórne tworzenie się OApi CaO . Część oksy apat ytu ulega rehydra tacji i przechodzi w 0,0 1 lAp (oksyhydroksyapa ty t ) o raz w OHAp (hydroksyapa ty t ) . Tempera tura tego procesu zależy od szybkości studzenia oraz od atmosfery.

Stechiom etryczny TC P topi się kongruen tnie w tem pera turz e 1777" O(inne źródła p od aj ą 1756° C), zaś pows tały w wyniku rozkła du hydroksy apa ty tu TT CP - inkongruen tn ie w tempera turze 1720° C da j ąc s top i CaO.Tak więc przy ogrzaniu hyd roks yapa tytu powyżej 1777° 0 jedy ną sta bilnąfazą krystaliczną jest CaO.

W tabeli 3.5. przedstawiono rodzaj faz krystalicznych powstającychprzy ogrzewaniu osadów fosforanów wapnia o różnym stosunku molowymCa/P [2,4].

3 . 1 . 7 . W ł a ś c i w o ś c i T C P

Syntetyczny /JTCP, którego odpowiednikiem mineralogicznym jest i i i incuilwhitlockit , jest drugim co do znaczenia dla medycyny po liydroksyapnly< iefosforanem wapnia.

Jego skład chemiczny CaO 51,3% mas.

P 2 0 5 45,7% mas.

jest bliski hydroksyapatytowi z tym, że TCP nie zawiera wody. Stosunekmolowy Ca/P dla TCP wynosi 1,5. TCP jest barwy białej.

Gęstość rentgenograficzna wynosi:

d la odmiany n isko tempera turowej /V TC P 3,07 g/etn ' 1

dla odmian y wysok otempe raturowe j a TC P 2,HO g/cm' 1 .



.'i I ł i o i i i i i t c i i i i l y c e n i u m • / . n o

l'( 'I ' wykazuje wyższą rozpuszczalność aniżeli hydroksyapatyt. Wartość pKs(I In T( '11 wynosi 28,7. Odm iana wysoko temp eraturo wa - a T C P odz nacza sięlepsza rozpuszczalnością i większą szybkością rozpuszczania w stosunku doniskotemperaturowej. Znajduje to odbicie w zachowaniu się obu biomate-riałów w warunkach in vivo (patrz rozdz. 3.1.1. i 3.1.9). Wodna zawiesina// I V I' wykazu je pil 8,6. Stopień rozpuszczania ceramiki whitlockitowejw mediach kwaśnych jest 12,3 razy, zaś w zasadowych 22,3 razy wyższy wporównaniu do hydroksyapa ty towej .

T( ' I ' występuje w dwóch odmianach polimorficznych - jako niskotem-peraturowy jflTCT oraz wysokotemperaturowy aTCP. (patrz rozdz. 3.1.4.) .N isko tempera turowa od miana /3TCP t rw ała jes t to temp era tury 1125° C ,po czyni przechodzi w sposób odwracalny w wyso kotem peraturo wą o dmi anęnT( T. Niektóre badania wykazują, że temperatura tej przemiany jest niecowyższa i wynosi 1150 C-1200° C, a jej dokładna wartość uzależniona jestod zawartości zanieczyszczeń, głównie Mg i Pe oraz szybkości wygrzewania.oT O P przechodzi w 1430° C (lub jak p od aj ą inne źródła w 1470° C) wo'l ' ( 'P, który ulega stopieniu w 1777° C (wg innych danych li teraturowych wI/.'>(>"< '). Stec hiom etry czny T C P top i się kon grue ntnie . Schem at p rzem iantermicznych TCP przedstawia się następująco:

p | , :P " g ^ a T C R 1 4 3 0°C ( 1 4 7 0°C ) , q ' T C P 1777°C<1756°C> , stop

Pi/eiuiaiiie polimorficznej /3TCP «-> aTCP towarzyszy zmiana ob ję tośc i oi 3 ' , V\ tworzywie zawierającym TC P na skutek tak znacznych zmian ob-iel 11 en iwych, pows tające podcz as studzenia n aprężenia mogą doprowadzić< l o p o w s t a n i a spękań, co powoduje znaczne obniżenie wytrzymałości me-chanicznej implantów.

Współczynnik rozszerzalności cieplnej dla /3TCP w zakresie od tempe-ratury pokojowej do temp erat ury przemiany polimorficznej wynosi 13,1 •10 ' ' K ' , zaś dla a T C P mierzony w przedziale od tempe ratu ry przemianypolimorficznej do 1100° C : 60-10 -6 K " 1 .

3 . 1 . 8 . O t r z y m y w a n i e b i o c e r a m i k i h y d r o k s y a p a t y t o w e j i w h i t l o c -k i towej oraz 15CP

l i iocei.unika oparta o fosforany wapnia wytwarzana jest i s tosowana w me-<lye\ nie w formie gęstej, porowatej, granul, proszku i pokryć na implan tachmetalicznych. Na proces jej wytwarzania składają się następujące operacje:

otrzymanie wyjściowych proszków,

uformowanie kształtek iinplantaeyjnyeh (gęstych, porowatych,granul),



. 'I I l i i o i r m u i i k a o p a r t a o f o s f o r a n y w a p n i a 12 3

w ypa la n ie ,

obróbka końcowa (r i ] ) . sz l i fowanie os trych krawędzi , usuwanie f rakc j ipylas te j z powierzchni wszczepów),

wyja łowienie i s te rylne pakowanie ; implantów.

W zależności od przeznaczenia do niektórych implantów mogą być wpro-w a dz a ne a n tyb io tyk i , c z ynnik i w z ros tu , hormony lu t ) odpow ie dnie komórki(nośniki leków, bioceramiczne podłoża dla hodowli komórkowych) .

3 . 1 . 8 . 1 . O t r z y m y w a n i e w y j ś c i o w y c h p r o s z k ó w

Me tody o t r z ymyw a nia w yjśc iow yc h pros z ków hydroks y-a pa ty tow ye h możnapodzielić na trzy grupy [1-4,11-16):

m e t o d y m o k r e ;

me tody s uc he ;

poz os ta ł e ,

przy czym najczęście j s tosuje s ię dwie pierwsze .J e dną z me tod mokryc h j e s t w yt rąc a nie os a dów a pa ty tow yc h w środo

wisku wod nym , z użyciem takich związków jak: Ca(N 0;;)2 i (NI 11)2I IPO | ,C a C b i N a 2 H P 0 4 lu b C a ( 0 H ) 2 i H 3 P O 4 . Prz y tym s pos obie o t r z ymyw a niaproszków bardzo ważny jes t wzajemny s tosunek i lośc iowy reagentów, ich

czystość, szybkość pod awa nia roz tworów, waru nki mieszan ia , pi l i fe in pera tura w yt rąc a nia , c z a s i t e mpe ra tura do j r z e w a nia os a dów , ora z a tmos fe raw ja k ie j p r z e b ie ga s yn te z a . Wa runki w yt rąc a nia okre ś la ją s k ła d prc c ypi t a fu ,a także rozmiar i ksz ta ł t jego cząs tek. Na ogół są to drobno, nawet ua i iomet ryc z ne s ł a bokrys ta l i c z ne lub a mor f i c z ne pros z k i , k tóryc h krys z ta ły i n a j i )

ksz ta ł t płaskich płytek, igie ł , prętów lub są równoosiowe.

D o grupy mokryc h s pos obów w ytw a rz a n ia hydroks y a pa ty tu na le żąta kże me to dy h ydro te rm a lne , w k tóryc h s urow c a mi w yjśc iow ymi s ą: inonctyt - CalIPO/i i bruszyt - CalIPO,1- '21120. Proces zachodzi w autoklawachw tem pe ra t urz e 120-300 C i przy c iśnieniu pary wodn ej 0,2-8,5 MPa. Technik i hydro te rma lne z w ykle da ją produkt o w ys okim s topniu krys ta l i c z nośc ii o s tos unku m olow ym ( J a /P b l is k im w a r tośc i s t e c h iorne tryc z ne go hydroksy ap aty tu. Rozm iar krysz ta łów jc^st. różny: od nanom etrów d o mil imetrów .N a drodz e hydro te rma l r i e j można uz ys ka ć pona dto duże monokrys z ta ły odługości dochodzącej do 10 1 1 1 1 1 1 , a także whiskersy I IAp.

W me dyc ynie s tos ow a ny j e s t r ów nie ż hydroks ya pa ty t uz ys k iw a ny z natura lne go kora lu poprz e z l iydrofe r ina lną | ) r z e mia nę a r a goni fu (Ca CO . t ) , z



3 . U i o m a t o r i a l y c e r a m i c z n o

którego /budowany jest, koral, zachodzi{cą w obecności (N11^)2 IJPO4 wtempera turze 375 C .

Hydroksyapa ty t można także o t rzymać metodą mokrą poprzez hy-drolizę fosforanów wapnia takich jak monetyt, bruszyt, TCP lub OCP. Wyt-worzony tym sposob em II Ap jest na ogół wysoce niestechiome tryczny (C a/ Pzawarte jest, w przedziale 1,50-1,71). Kryształy o rozmiarach mikroriowychmaja kształt , płaskich płytek lub igieł.

( 'eclią proszków otrzymywanych metodami mokrymi jest obecność wieci krystalicznej hydroksyapatytu jonów węglanowych i/lub innych do-

mieszek.W metodach suchych reakcje zachodzą w stanie stałym, w wysokiej

temp erat urze (powyżej 1000° C) pomiędzy sproszkowanymi sub strat ami ,którymi najczęściej są: CaHP04-2H20 i CaC03 lub Ca2P2()7 i CaCO.-?.Uzyskuje się tą drogą stechiometryczne, dobrze wykrystalizowane prosz-ki, których wadą jest niska reaktywność podczas spiekania. Wytworzone znich implanty wym agaj ą relatywnie wysokich tem per atur i długich czasówwypalan ia .

Jako a l te rna tywne sposoby o t rzymywania hydroksyapa ty tu znane są :

technika zol-żel,

met,oda topnikowa,

elekt rokrystalizac ja,

liofilizacja i inne.

Jak juz, podano wcześniej czysty /TTCP nie może być bezpośrednio uzyski-wany w układach wodnych. Można go natomiast wytworzyć poprzez reakcjew st anie stałym przebiegające w zakresie temperatur 800-1000° C, spiekającw 800-900 C amorficzne fosforany wapnia (ACP) lub na drodze spiekaniaodpowiednio zsyntezowanych osadów apatytowych np. wygrzewając amor-ficzny osad fosforanu wapnia o stosunk u molowym Ca /P 1,5.

Z roztworów wodnych, w których obok jonów Ca 2 + obecne są jonyMi'-'1 można wydzielić whitlockit z subs tytuc yjny m podstawieniem magne-zu ( / m . 'M P) o sk ładz ie (Ca , Mg) 3 ( P 0 4 ) 2 -M e t o d a Jareho |12] otrzymywania TCP polega na dodawaniu 2% roztworusiarczanu amonu do zawiesiny amorficznego osadu apatytowego, a następniew\suszeniu i wypaleniu uzyskanego proszku w temperaturze 1100° C.

3 .1 .8 .2 . ( lęs ta b ioceramika opar ta o fos forany wapnia

(Jest ą ceramikę opa rtą o fosforany wapnia otrz ymu je się formu jąc odpowied-nie kształtki, a następnie poddając je swobodnemu spiekaniu lub też łącząc



.'I I U i o e e r u i n i k n o p n r l .n o f o s f o r a n y w a p n i u 1

obie te operacje w procesach: prasowania tia gonjro (III 1) i 111 > też i/,ostałycznego prasowania na gorąco (IIJP) |I ,16,I7 | .

Próbki <lo swobodnego spiekania są formowane poprzez prasowaniejednoosiowe, prasowanie izostatyczne na zimno ((Jll ' ) , odlewanie z gęsi,w,formowanie wtryskowe lub wyciskanie z masy o konsystencji odpowiadającejmasie p lastycznej, a następn ie wypalanie w temp era turz e powyżej I()()()" ( '.Znana jest też technika tzw. ponownego spiekania (post sintering), w którejkształtki wstępnie spieczone w procesie swobodnego spiekania, poddaje sięponownej obróbce cieplnej w procesie prasowania na gorąco (IJIP).

Stosując technikę jednoosiowego prasowania na gorąco lub izosfatycznego prasowania na gorąco gęste implanty II Ap można otrz yma ć w niższychtemperaturach. Dzięki lepszemu zagęszczeniu, a więc i mniejszej porowatości oraz niższej temperaturze obróbki cieplnej chroniącej tworzywo pi/odrozrostem ziaren, a sam hydroksyapatyt - przed jego ewentualnym lozklndem, uzyskuje się biomateriał o lepszych parametrach medianie/iiyrli u'stosunku do prób ek podda wany ch swobo dnemu spiekaniu. Gęsto; .< tnkienotworzywa bliska jest gęstości teoretycz nej, niektóre próbki wykn /ują bard. owysoką przeświecalność.

Parametry mechaniczne gęstej ceramiki HAp zależą nie lylko od przyjętej techniki formowania i spiekania próbek (temperatura maksymalna, szybkość jej wzrostu podczas podgrzewania i spadku podczas schładzania, , czasi atmosfera), ale również, i to w dużym stopniu, od charakterystyki wyjściowych proszków. Istotny jest tu stosunek molowy Ca/P, rozkład wielkoś

ci, porowatość i kształt ziaren, trwałość tworzących się aglomeratów orazrodzaj i i lość podstawień w strukturze hydroksyapatytu w wyjściowych prokursorach proszkowych.

Uzyskanie czystej fazowo, gęstej ceramiki hydroksyapatytowej o nadzwyczaj wysokich, jak na to tworzywo, właściwościach mechanicznych p imożliwe jedynie z proszków o stosunku molowym Ca/P odpowiadającymlub bardzo bliskim stechiometrycznemu hydroksyapatyt,owi. Wszelkie odstępstwa od stechiometrii prowadzą do pojawienia się TCP lub Cal) jakofaz wtórnych (patrz rozdział 3.1.6.) .

Szczególnie groźna jest obecność wolnego CaO, który w kontakcie z.wodą czy cieczami ustrojowymi przechodzi w Ca(OII) 2 , co powoduje wzrostobjętości o 97,5% i może prowadzić do całkowitej dekohezji i rozpadu implantu. Ponadto wj)ływa na szybkość i zakres biodegradacji ceramiki IIAp

TC P tw orzący się podcza s wypalania w wyniku rozkładu niestecliiomet,rycznego hydroksyapatytu oddziaływuje negatywnie na przebieg zagęszczania tworzywa, a jego obecność w gęstej ceramice I lAp może powodować o bniżenie jej wytrzymałości mechanicznej. W tym zakresie różne są doniesienia.



I'.!li .1 I linlllll,tcriu.lv ceramiczno

literatu rowe . Fakte m jes t, że przez wiele lut, obecn ość l'( '1' w ceram ice hy-droksyapatytowej uznawana była za wysoce niepożądaną. Obawiano się,że nn skutek zmian objętościowych towarzyszących przemianie polimorficz-nej /M OI' aT CP , jak też dość znacznych różnic współczynników roz-szerzalności cieplnej współ wys tępuj ących faz oraz na skutek efektu pęcz-nienia (wzrost objętości o 4,9%) związanego z przejściem niestabilnego wśrodowisku wodnym T C P w hydr oksy apaty t tworzywo takie będzie łatwopodlegało destrukcji i szybko postępującym procesom starzenia się, szcze-gólnie widocznym w przypadku gęstych implantów IIAp. Inne badania nie

pot wierdzają tych obaw. Udało się uzyskać dwufazową ceramikę IIAp-TCP,która pod względem wytrzymałości mechanicznej jest lepsza od monofazo-wego tworzywa IIAp.

Właściwości gęstej ceramiki hy droksya patytow ej p oda no w tabeli 3.6.Dla porównania przedstawiono w tał) .3.7. odpowiednie parametry dla kościi zębów. Na uwagę zasługuje stosunkowo wysoka wytrzymałość na ściskaniegęstej ceramiki IIAp, oscylująca wokół wartości 400 MPa, a w niektórychprzypadkach dochodząca nawet do 900 MPa.

Wtościwośc iGęste

t w o r z y w oI I A p

Porowatetworzywo IIAp

Wytrzymałość na zgmaniefMPa]

Wytrzymałość na ściskanie|MPa]

40-30038—2501

113-196',b)

200-1000

300-900"

2-11Ł>

120-900 '308 509®

Wytrzymałość na rozciąg anie [MPa]

Wytrzymałość na skręcaniejMFa]

K i y t y c z n a w a r t o ś ć i n t e n s y w n o ś c i n a p r ę ż e ń

Kk [MPa. m łu]

40-30038-300'"

0.6-1,00,8 1

[1.69-1,16c)

2 - 1 0 0 t>)

Eneisia pękania [J . ni ]

Moduł Younga [GPaJ

a)b)2.3 2080-120a)

35—120b>

34,5-112°

Twaido^iY i c k a s a[GPa]

3.0-7,0b)

5,2 6.51"

Knoppa |<.;t'a] 4.8 4,92 . 0 '

"l\!ivnglioli i Krajewski, l'sucliaiiek i Yosliinuu a, 'Aolci i Akao. ' łKijima i Tsulsunii,r,

laicho (i iii.),t!

Wang i Cliaki. ^Aoki. * monokryształy IIAp

lal). •{.(). Właściwości mechaniczne gęstej ceramiki IIAp.



,'i.l. Hiocerumiku Oparta o fosforany wapnia

W ł a ś c i w o ś c i K o ś ć z b i t a Koifcćt',ll)C/ll 1.1

/ .ę l i n in tt/Miwo/y l lO W C

W y t r z y m a ł o ś ć n a z a i n a n i e

| M P a |I6 0 h)

1 6 0 - 1 8 0 °

r - s " 2 6 8 ' 7 6 b )

W y t r z y m a ł o ś ć n a r o z c i ą g a n i e

[ M P a ]

6 0 1 6 0 J '

1 2 - 1 - 1 7 - 1 % )

4 9 b) (n )

5 0 - 6 0 " '

2 1 - 5 3 b )

5 1 ,7 C>

l i i 7 0 "

t o b '

1 0 , 3 °

W y t r z y m a ł o ś ć n a ś c i s k a n ie

| M P a ]

1 7 0 - 1 9 3 b> (p )

I3 3 b) (n )1 , 9 7 , 0 "

3 0 0 - 3 8 0 " '

2 5 0 3 5 0 b)

2 9 s ' j)

2 5 0 - 5 5 0 J )

9 5 3 7 0 b)

3 8 1 "

W y t r z y m a ł o ś ć n a ś c i n a n i e [ M P a ] 5 4 % ) - 6 9 - 1 4 7 b )6 4 9 3 b)

M o d u ł Y o u n g a p r z y z g i n a n i u

[ G P a ]

3 - 3 01

'1 7 - I 9 b )

1 5 . 8 °

0 ,1 S - 0 .3 3 C) 1 5 - 2 0 "12 b>

1 8 . 2

1 0 9 0 '1

U l "

8 2 , 4 °

K r y t y c z n a w a r t o ś ć i n t e n s y w n o ś c i

n a p r ę ż e ń K i e [ M P a m l v! ] 2 - 1 2 s ; b )-

H n a g i a p ę k a n i a

| J u f 2 ]3 9 0 - 5 6 0 a>

/ , 6 0 0 0 . .( l i r t a s z y b k o ś ć

o d k s z t a ł c a n i a ) "

9 8( w y s o k a s z y b k o ś ć

o d k s z t a ł c a n i a ) ' " '

-

T w a r d o ś ć ( w g K n o p p a ) 1 3 2 - 1 6 6 y- - •100 i <00

p - kierunek równoległy do os i kości; n - k ierunek pros topa dły d o os i kości;a) Rnvnglioli i Krajewski, Suchanek i Yos li imura, c)Aoki

Tab . 3.7. Właściwości mechaniczno kości zbitej, gąbcza stej , zębiny i szkliwa zęhowego.

Znaczny rozrzut zaprezentowanych wyników, będący odzwierciedleniom du-

żej rozbieżności podawanycłi w literaturze wartości, jest spowodowany różna procedurą przygotowania próbek, bardzo silnie rzutującą na przebiegi efekty spiekania (resztkowa porowatość, rozmiar ziaren, obecność zanieczyszczeń) jak i zróżnicowaną techniką i warunkami przeprowadzania snmych pomiarów. Polerowanie powierzchni próbek (lub zaniechanie tej obróbki), szybkość przyk ładane go ob ciążenia, atmo sfera w jakiej pr/cchowywane są próbki oraz wykonywane pomiary, rzutuje na uzyskiwane wyniki

Stwierdzono, że wytrzymałość na zginanie i ściskanie, odporność nn ki uche pękanie dla zawilgoconych spieków hydroksyapatytowyeh stanowi jedynie ~ 75% analogicznych parametr ów wyznaczonych dla próbek suchych.Jednocześnie wilgoć, podobnie jak i obecność TCP, sprzyja rozwojowi pęknięć podkrytycznych.

Niska wartość K/ (; ( 0 , (i - l , 2 M P a . r n 1 /2 ) i mo dułu Weibulla (5-18),zbyt, wysoki moduł Younga (do 120 CPa) wraz z wysoką skłonnością dopowolnego rozwoju pęknięć (zwłaszcza w warunkach wilgotnych, a takimjest, środowisko żywego organizmu) sugerują niską niezawodność implantówIIAp. ' Ib zadecydowało, że pomimo wspanialej biozgodnośei i bioaktywności



t I tu i l i i i il .c i iu ly ccr i i l i i i cz ne

znalazły dotych czas zastosowanie w substytucji ubytków kostnych w miejs-cach nii- przenoszących znacznych obciążeń mechanicznych - zaś w miejs-cach obciążonych - jedynie jako pokrycia na implantach metalicznych lubwęglowych.

3 . 1 . « . ; { . P o r o w a t a b i o c e r a m i k a l i y d r o k s y a p a t y t o w a i w l i i t l o c k i t o w a

Mioceramika liydroksyapatytowa znalazła do chwili obecnej najszersze zas-tosowanie w substytucji kości w formie porowatych kształtek oraz granul.Porowaty syntetyczny hydroksyapatyt silnie wiąże z kością, gdyż obok wią-zania chemicznego może również dojść, dzięki wrastaniu tkanki żywej wpory implantu, do powstania tzw. połączenia biologicznego. Umożliwia tos tab i lne zamocowanie implan tu w ubytku , chron iąc tym samym implan tprzed obluzowaniem. Wymóg, który musi być spełniony, aby tkanka żywamogła wrastać w pory biomateriału i zachować swą żywotność jest odpo-wiednio duży rozmiar porów otwartych i stosowna ich arch itektu ra. P rzyj-muje się, że minimalny rozmiar porów otwartych, umożliwiający wytworze-nie połączenia biologicznego implantu z kością wynosi 100 /im. Jeśli po-ry osiągają 200 /im, wówczas w obrębie wszczepu kostnego możliwy jestrozwój osteonów. Niektórzy badacze sugerują, że jeszcze korzystniej jest ,gdy pory osiągają rozmiar 250 do 300 /im. Dla dobrej integracji implantówz kością ważne jest, aby w warstwie powierzchniowej istniała sieć porówpołączonych, bez obecności przewężeń. Można oczekiwać, że przy odpowie-

dnim unieruchomieniu do takich właśnie porów będzie wrastała unaczy-niona kość. Na głębokość infiltracji tworzyw bioceramicznych oraz jakośćt worzącej się kości wpływa zarówno architektura porów jak i rodzaj two-rzywa. . Ustalono, że w ceramice CaO-A^Oa o rozmiarze porów otwartychprzekraczających 100 /im prawidłowo zb udowa na kość wras ta do głębokościpowyżej 1000 /im. Stwierdzono, że pory o większych średnicach wykazująobecność w swym wnętrzu bardziej dojrzałych osteonów [18-4-21],

Obok porowatości otwartej, innym ważnym parametrem charakteryzu-jącym bioeeramikę jest porowatość zamknięta. W implantach hydroksyapa-l.y (.owych K. do Oroot [20) wyróżnia dwa rodzaje porów: pory resztkowe poprocesie spiekania o rozmiarach rzędu kilku mikrometrów, najczęściej po-niżej I//111 ( V m j | u . Q ) oraz pory duże, powyżej 100 fim (V m a k ro ) wytwarzanecelowo po to, aby umożliwić przerastanie implantu tkanką żywą. Niektórzybadacze przyjmują, że mikropory są to pory o rozmiarach mniejszych od100 //ni, zaś makropory - o większych od 100 /trn. Udział objętościowy mi-

k ropo rów uzależniony je st od warunków spiekania tworzywa i maleje wrazze wzrostem czasu i tem pera tury spiekania.



.'i. I. Hioeeraiiiika op ar ł a o fosforany wapnia

W zależnoś c i od zawarto śc i mikro - i tnakroporów rozrOznin sn; następu jące

r od z aj e t w or z yw h yd r o k syap a t y t ow ye h :

mikro-makroporowate jeśli Vmjkro > 05 a V ma kro > 0.

W praktyce jeśli V m jk 10 może osiągnąć wartość 0,5; V m a k ro dochodzi do 0,0,

zaś w sumie V m jk ro -f- Ymakro mogą osi ągać war tości do 0 ,7. Dals zy wzr ostporowatości znacznie obniża wytrzymałość implantów.

Dobierając porowatość tworzywa hydroksyapatytowego do określonychzastosowań medycznych należy bowiem pamiętać, że parametr ten ma burdzo duży wpływ na w ytrzymało ść. W raz ze wzrostem porow atości całko witejV c wytrzymałość na ściskanie o c obniża się wykładniczo, zgodnie z równaniem

Natomiast wytrzymałość na rozciąganie Ot silnie zależy od objętości mikroporów V m :

Stwierdzono, że jeśli całkowita porowatość tworzywa hydrok syapat ytoweg oprzekroczy 70-80% - jego wytrzym ałość mechanicz na ulega drasty cznem u

obniżeniu.Na wytrzymałość bioceramiki IIAp o porowatości od 20% do 60% zna-

czący wpływ ma nie tylko wartość porowatości całkowitej, ale również i rozmiar porów. Przy takich samych udziałach objętościowych makropory, czylipory o średnicy powyżej 100 /im silniej wpł ywa ją na obniżenie wytrzymali>ci mechanicznej aniżeli mikropory o rozmiarach poniżej 2 /un. Stwierdzenieto jest zgodne z teori ą Griffitha, któ ra mówi, że o wytrzymało ści innlei ialówkruchych, ado takich niewątpliwie należy ceramika apatytowa, decydują pory duże, odpowiadające szczelinie Griffitha.

Krytyczna wartość intensywności naprężeń (K/c) również obniża sięprawie liniowo wraz ze wzrostem porowatości i przy porowatości 50% osiągawartość ok. 0,15 M Pa .m ^' 2 (dla porównan ia gęsta ceramika IlAp wykazuje K / c na poz iomie 0 ,6 -1 ,2 MPa.m 1 / 2 ) . Porowate tworzywo IIAp cli arak teryzuje się też niższą odpornością zmęczeniową w stosunku do gęstego.

Dos tępne na rynku porowate implan ty hydroksyapa ty towe wykazująwytrzymałość na zginanie od 2 do 1 I MPa, wytrzymałość na ściskanie od 2do 100 MPa oraz wytrzymałość na rozciąganie około 15 M P a .

gęste,

makroporowate ,

mikroporowate ,

jeśli V m i k m < 0,05 a V t I i a k ,u 0

jeśli V m i k r o < 0, 05 a V makro > o

jeśli V m i k r o > 0 ,05 a V rn akro 0

(Tc - 700 exp — 5VC [MPa

o t = 220exp — 20V m [MPa].



I:HI ,'i I iioinalci iiily ceriiiiiii"/.lic

Podkreślić należy, że parametry mechaniczne zaimplantowanego porowate-go biomateriału hydroksyapatytowego ulegają polepszeniu po przerośnięciunatu raln ą, infil t rującą impla nt tka nką kostną. Wykazano, że jeśli pory zosta-ną w 50-00% wypełnione kością korową, wytrzymałość na zginanie wzrośniedo 1 0-00 M Pa.

Parametry wytrzymałościowe porowatego hydroksyapatytu można po-prawie tworząc kompozyty złożone z hydroksyapatytowej osnowy wzmac-nianej włóknami lub whiskersarni, również hydroksyapatytowymi.

W odróżnieniu od gęstego, porowate tworzywo hydroksyapatytowe pod-

lec,a powolnej, bo wynoszącej kilka procent w ciągu roku, biodegradacji .I 'orowata bioceramika liydroksyapatytowa jest szeroko stosowana w me-

dycynie do wypełniania ubytków kostnych w stomatologii i ortopedii , j jod-wyższania grzbietu wyrostka zębodołowego oraz w charakterze nośnikówleków. Najczęściej są to ksz tałtki lub różnej wielkości granule hydrok syapa-tytowe.

W tej grupie implantów perspektywiczne wydają się być hydroksyapa-tytowe implanty dwuw arstwowe zbudowane z porow atej warstwy powierzch-niowej i gęstego, bardziej wytrzymałego mechanicznie wewnętrznego trzonu.Stosując izostatyczne prasowanie na gorąco w procesie ponownego spiekaniauzyskano próbki dwuwarstwowe złożone z warstwy gęstej, o gęstościdocho-dzijcej do !)!),9% i ściśle do niej przylegającej warstwy porowatej, o porowa-l.ośei •!,'}% i średnim rozmiarze porów 1-10 /im.

Prowadzone są również badania nad otrzymywaniem laminatów HAp

zbudowanych z cienkich warstw apatytowych o grubości kilkuset mikromet-IOW, o kontrolowanej porowatości. W formie porowatej mogą być równieżwytwarzane implan ty TCP oraz dwufazowa ceramika I IAp + TCP.

Istnieje szereg sposobów otrzymywania bioceramiki porowatej, m.in. :

metoda wyj^alających się dodatków,

metoda sub l imujących doda tków,

metoda spęczniania surowej masy przez wywiązujące się gazy lubpółproduktu przez gaz wydzielający się podczas wypalania,metoda odwzorowania tekstury gąbki poliuretanowej lub odwzorowa-nia tekstury odpowiednio spreparowanego szkieletu koralowca.

Ze względu na negatywny wpływ porowatości na wytrzymałość, z drugiejzaś sl rony jej pozytywna rola w kształtowaniu biologicznego połączenia im-plantów z kością parametr ten musi pozostawać pod ścisłą kontrolą w czasiecałego procesu produkcyjnego. Dobór porowatości zależy od miejsca im-plant, aeji , zadali jakie m a spełniać implant oraz od techniki zabiegu chirur-gicznego.



. 1 1 l i i o i C l ' : o liisliuany wapnia i:n

3 . 1 . 8 . 4 . P o k r y c i a h y d r o k s y a p a t y t o w e

Biozgodriość implantów metalicznych, materiałów węglowych oraz ceramikiinertnej można znacznie podwyższyć poprzez naniesienie na ich powiorzchnię cienki ej warstwy hyd roks yap aty tow ej. Ta kie mat eri ały łączą w s<>l>ieniejednokrotnie wysoką wytrzymałość mechaniczną z bardzo dobrą zgodnością biologiczną z tkankami żywego organizmu, wobec których wykazująwówczas cechy bioak tywn ości [1, 5,1 6 4- 21].

Głównym, stosowanym na skalę przemysłową, sposobem nanoszenia po-

włok HAp jest technika plazmowa. Do pokryć plazmowych stosuje sięsproszkowany hydro ksya paty t w postaci drobnych granulek (20-185//,m),które w wysokiej temperaturze palnika plazmowego, przy dużej szybkościstrumienia plazmy osadzane są na powierzchni implantu. Granule u l e g a j ą c o

najmniej powierzchniowemu obtopieniu i stają się tworami dwuwni l wowymi złożonymi z powierzchniowej warstwy amorficznej oraz krystaliczne)',o,nie stopionego wnętrza. Uzyskane powłoki mają grubość od 50 do '. '(III /mii nnawet poniżej 50 /tm (najczęściej 60-80/.tm) i są niejednorodne pod wzgkdem składu fazowego. Obok hydroksyapatytu zawierają też inne l o . s l o m n s

wapnia takie jak aTCP, /3TCP, TTCP, fazę amorficzną fosforanów wapniuACP, niekiedy CaO, a w przypadku podłoża tytanowego również ( 'nTiO;i.

Dobre powłoki JIAp wykazują siłę adhezji do podłoża na poziomic 0265 MPa. Wymagania normowe (Norma ISO 13779-2:2000 E) dokładnie procyzują warunki przeprowadzenia badania i określają wymaganą silę adhezji

jako równą co najmniej 15 MPa. Odnośnie pokryć hydroksyapatytowycli nachirurgicznych implantac h metalicznych i niemetalicznych No rma wymagaaby stosunek molowy Ca/P pokrycia był zawarty w przedziale od 1,07 do1,76, zaś zawartość pierwiastków śladowych taka, jak podano w tal).3.8. liydroksyapatyt jako faza krystaliczna powinien stanowić nie mniej niz IV. ' . ,inne fazy krystaliczne - maksimum 5%, resztę zaś faza amorlicznu,

Pokrycia hydroksyapatytowe mogą być również nanoszone innymi nietodaini i wówczas ich grubość zmienia się od wartości poniżej I /un (pokrycia m eto dą zol-żel) , do zakresu 1 -4-40 /tm (pokrycia PVD i <'VD), anawet może osiągać 1000 /.tm przy technice rozkładu termicznego. Możliwejest też pokrywanie hydroksyapatytem na drodze elektroforezy oraz poprzezrozpylanie jonowe.

Najczęściej hydroksyapatytem pokrywane są trzpienie endoprotez stawu biodrowego, których osadzanie w kości nie wymaga wówczas stosowaniacementu kostnego (tzw. endoprotezy bczcemeritowe). Można również pokrywać sztu czn e korzenie zębowe (impl anty zębowe) w części, któr a przylegado kości.



.'!. Iiioimi1 crifily citiiiiik/iic

Rys. .3 .10 . Mikrostruktura porowatego tworzywa I IAp.

ks ya pa ty tu pod w a runkie m je dna k , że n ie z os ta n ie os iągnię ty t z w . punktkry tyc z ny . D uże i lośc i w ody w ydz ie la jąc e j s ię w t e mpe ra turz e odpow ia da -jąc e j punktow i kry tyc z ne mu ma ją ne ga tyw ny w pływ na prz e b ie g s p ie ka nia .Prz e kroc z e nie op tyma lne j t e mpe ra tury w ypa la n ia n ie s i e z e s obą n ie ty lkonie be z pie c z e ńs tw o roz k ła du hydroks ya pa ty tu , a l e rów nie ż ge ne ru je na dmie -rny rozros t z ia ren, co w konsekwencji obniża wytrzymałość implantów. Abynie dopuśc ić do n ie pożąda nyc h z mia n w s k ła dz ie f a z ow ym i mik ros t ruk tu-r ze proc e s w ypa la n ia b ioc e ra mik i hydroks ya pa ty tow e j na le ży prow a dz ićI tunlzo os trożnie .

N a prz e b ie g proc e s u s p ie ka nia b ioc e ra mik i I IA p duży w pływ ma ją c e -low o w prow a dz one do n ie j domie s z k i s ubs ta nc j i u ł a tw ia jąc yc h s p ie ka nie t a -kie juk: fosforany, f luorki , chlorki , węglany, t lenki l i tu, sodu, potasu, mag-nezu, czy sproszkowane szkło.

.'i. 1 .8 .( i. W y m a g a n i a s t a w i a n e b i o c e r a m i c e h y d r o k s y a p a t y t o w e j

Wyma ga nia odnośnie b ioc e ra mik i hydroks ya pa ty tow e j s tos ow a ne j do w yt -w a rz a n ia impla n tów c h i rurg ic z nyc h , z a w a r te w p ie rw s z ym a rkus z u normyISO 1377!) 1:2000 (E) dotyczą anal izy chemicznej , zawartości pie rwias tkówludowych, i lośc i fazy krys ta l icznej oraz właściwości mechanicznych tworzy-

wa ' /god nie z powyższą norm ą s tosun ek molowy wap nia do fosforu w ce-i a 111 iee hydroksyapatytowej powinien być zawarty w przedzia le : 1,65 << Ja /P < 1,82.

Zawartość cz terech podstawowych pierwias tków uznawanych powszech-nie za niebezpieczne dla żywych organizmów, a mianowic ie a rsenu, kadmu,r tęc i i ołowiu po winna spe łnia ć wyma gani a poda ne w tab.3.8.



.'( . I . l i i o i c r u n i i k a o p a r t a o l o s l o r u n y w a p n i a

Maks ymaln a zawiu tońć

Pierwias tek [ ' " g / MArsen (As) 3

K a dm ( Cd) 5

Rtęć (Hg) 5

Ołów (Pb) 30

Tab. 3.8. D opuszcza lna zawar tość śladowych zanieczyszczeń w hyd roks yap a tyto

w yr n ma t e r i a l e i mpl a n t a c y j nym

IJydroksyapatytowy chirurgiczny materiał implantacyjny powinien zawieraćco najmniej 95% fazy krystalicznej HAp. Pozostałe 5% mogą stanowić innefazy krystaliczne oraz faza amorficzna.

Wytrzymałość na ściskanie tworzywa implantacyjnego po spiekiiniu powinna wynosić co najmniej 1,5 MPa i nie powinna wykazywać anizotropii

Oprócz parametrów objętych normą międzynarodową ISO, producencimuszą spełniać również wymagania zawarte w opracowanych i zatwieidzonych normach zakładowych, takich jak np. :

- wygląd i barwa,

zapach i smak,

wielkość ziaren preparatów proszkowych oraz rozmiar granul w przy-

padku granula tów,porowatość implantów (udział i rozmiar poró w),

jałowość (sposób wyjaławiania, pakowania i przechowywania).

3 . 1 . 9 . R e a k c j a t k a n k o w a n a i m p l a n t y h y d r o k s y a p a t y t , o w o i T< I '.Ł ą c z e n i e b i o c e r a m i k i H A p z k o ś c i ą .

Rozróżnia się cztery podstawowe rodzaje reakcji tkanek na zainiplanfowunybiomateriał [21]:

• jeśli materiał jest toksyczny - otaczająca tkanka obumiera,

• jeśli ma ter iał jest nietoksy czny i biologicznie niea ktyw ny (p rawie ineitny) wokół implantu powstaje otoczka różnej grubości tkanki włók

• jeśli mate riał jest nietoksyczny i biologicznie aktywny (bioaktyw ny)tworzy sit; wiązanie na granicy implant - tkanka żywa,



I.lli .1. l i ioimit.eriH.ly ceramiczne

• jeśl i mater ia ł jes t nie toksyc zny i rozpusz cza s ię - zos ta je on zresorbo -w a ny i z a s tąp iony prz e z o ta c z a jąc ą tka nkę .

l{odz a j r e a kc j i t ka nkow e j , a t a kże prz e b ie g proc e s ów re s orpc yjnyc h z a le żą<KI s k ła du c he m ic z ne go i mine ra lne go , s topnia krys ta l i c z nośc i b iom a te r i a łuhi l> biomater ia łów z których zbudowany jes t implant , od porowatości tzn.udzia łu objętościowego porów, ich ksz ta ł tu, zawartości mikro i makroporów<>ra/ od mie jsca implantac j i . Ten sam biomater ia ł może inacze j zachowywaćsię w kontakcie z kością, a inacze j , gdy usytuowany jes t wśród tkanek mięk-k i c h . Zachowanie s ię tworzyw za implantowanych w ubytki kos tne za leżyrównież od obciążenia przenoszonego przez wykonane z nich implanty orazod roz m ia ru i f o rmy impla n tów (duże lub ma łe ks z ta ł tk i , g r a nule , p ros z e k ,pokryc ia ) .

W przypadku tworzenia s ię wokół wszczepu kostnego otoczki tkankiw łókni s t e j , z w a ne j o toc z ką lub me m bra ną oko ło impla n tow ą, j e j g rubość, j a kte ż c iąg ła lub n ie c iąg ła budow a z a le żą od rodz a ju b iom a te r i a łu o ra z s pos obuz a moc ow a nia w ykona ne go z n ie go impla n tu ( impla n t śc iśle dopa s ow a ny doubytku kos tne go , a lbo umie j s c ow iony luźno) .

B ioc c ra mika l iydroks ya pa ty tow a na le ży do ma te r i a łów w ys oc e b ioz god-nye h , z min im a lną s k łonnośc ią do r e s orpc j i i b ioa k tyw nyc h . Im pla n ty hydro-Ic .yapatytowe odznacza ją s ię bardzo wysoką zgodnością biologiczną zarównow z ględe m tka ne k tw a rdyc h j a k i miękkic h . N ie pow odują dz ia ł a n ia r a kotw ór -czej ',o, cyt<( toksycznego, drażniące go, an i a le rgizującego. Po wszczep ieniu nie

w\ wolu ją s tanów zapaln ych, d obrze a da pt uj ą s ię w żywym organizm ie . W y-kazuj;) przez długi okres czasu s tabi lność f izyczną i chemiczną. Dobrze zno-szą s te ryl izac ję, zarówno w autoklawie jak i te rmiczną na sucho.

Ws z c z e py I IA p pod le ga ją j e dynie w min im a lnym s to jmiu r e s orpc j i i b io-de gra da c j i . Ba rdz ie j poda tne na prz e b ie g tyc h proc e s ów s ą impla n ty poro-w a te , z w ła s z c z a t e o dużym udz ia le ma kroporów o tw a r tyc h , a mnie j na to-mia s t gęs te . B iode gra da c ja impla n tów obe jmuje z a rów no proc e s y f i z yko-c h e m i c z n e jak i biologiczne , takie jak: roz jmszczanie , wytrącanie , fagocyto-za . i td. Znaczący udzia ł w je j przebiegu odgrywają wie lojądrzas te komórkio lbrz ymie ma krofa g i o ra z komórki kos tne - os t e okla s ty .

Szybki iśe r e s orpc j i j e s t w prz ypa dku hyd roks y a pa ty tu w dużym s topniuz a le żna od s tos unku molow e go Ca /P w yjśc iow e go pros z ku użyte go do w yt -warzania . implantów, gdyż od niego za leży skład fazowy tworzywa po spieka-n iu . O il e b ioc e ra rn ika monola z ow a , uz ys ka na z e st e e h iome t rye z ne g o hydro-

ks ya pa ty tu , j a k już poda no w c z e śnie j , podle ga j e dynie ba rdz o n ie z na c z ne jr e s orpc j i , t o po ja w ie n ie się obok do minując e j f a z y hydroks ya pa ty tow e j IX !Pjako fazy towarzyszącej , podnosi je j resorbowalność.



i I. I t i o c c r a u i i k i i o p a r ł a o f o s l o r a n y w a p n i a

Ring era, po wierz chnia mono fazow ej ceramiki //*I"< 'I', podob ni' pik i dwiilnzowej: /3TCP - hydroksyapatyt, (określanej w skrócie li< 'I') zo-.l.ajc pokrytastabilną w tych warunkach pH warstwą hydroksyapatytową. Proces tworze-nia się powierzchniowego hyd roks yapa tytu może zachodzie poprzez rozpusz-czan ie /?Ca 3 ( P 0 4 ) 2 , a następnie ponowne wytrącanie obecnych w roztworzejonów wapniowych i fosforanowych w postaci IlAp lub też może się odby-wać na drod ze hydroliz y /?TCI°. W odró żnieniu od w hitloc kitu faza IIA]) wceramice B CP nie ulega przy tym dostrzegalny m zmianom . Im więcej jest , wceramice dwufazowej fazy whitlockitowej, tym gwałtowniej ulega taki małe

riał rozpuszczaniu w warunkach in nitro i tym większą wykazuje skłonnośćdo biodegradacji po zaimpłantowaniu. Maksymalną aktywność osteogene-tyczną i największą siłę wiązania z kością wykazuje nie czysty fazowo IIAp,ale ceramika dwufazowa BCP, w której /3TCP stanowi 7%.

/5TCP wszczepiony w ubytki kostne ulega resorpcji przez komórki olbrzymie i makrofag i. W warunkach korzystnych następ uje progresywne zastępow anie go przez nowotw orzącą się kość. Taki właśnie przebieg pio n MInaprawczego potwierdziły testy na zwierzętach zużyciem bioceramiki winilockitowoj. Wykazały one szybką resorpcję i przebudowę kości w miejscuzaimplantowania granul /?TCP, co umożliwiło w ciągu 4 miesięcy zakmic/cnie procesu naprawczego ubytków kostnych wypełnionych tymi granulami.Zachowanie się granul /3T CP w warunkach żywego organizmu jest, w dużymstopniu zależne od ich rozmiaru. Wykazano, że /3TCP w formie cząstek10 /nn jest materiałem biodegradowalnym, wchłanialnym, ale riie wykazuje

cech bioaktywności.W przypadku implantów resorbowalnych, do jakich zaliczana jest cera-

mika whitlockitowa, należy liczyć się z tym, że jeśli nie ma pełnej synclironizacji pomiędzy szybkością resorpcji i szybkością odtwarzania sio nowejkości, na skutek postępującej degradacji biomateriału może ulec obniżeniuwytrzymałość i stabilność połączenia implant-kość. .Jeśli resorpejn będziezachodziła szybciej niż przebiega tworzenie się kości, to wiązanie nn granicyimplant-kość nie powstanie.

Na przebieg procesów resorpcyjnych i biodegradacji ceramiki T< 'P Imrdzo duży wpływ ma udział objętościowy makro i mikroporów (tab.."$.{).).

Lepszą rozpuszczalność i zarazem około pięciokrotnie większą skłonnośćdo resorpcji w stosunku cło /TTCP wykazuje aTCP. Niektóre badania odnotowują nawet, nieco wyższą zgodność biologiczną z tkankami żywego organizmu właściwą aTCP, w porównaniu z / iTCP.

Duże zainteresowanie wzbudza dwufazowa ceramika hydroksyapatytoT( JP, która szybciej i mocniej wiąże z kością w stosunku do monofazowegotworzywa hydrok syapatytow ego. Wytw arzana jest, między innymi w formie



III) . ' ( . B io ma te r i a ły c e ra mic z n o

I\V( rzywoBiodegradacja

(ubytek po 3 ruies.)

1. 11 A. |30% obj. makroporów 0%IIAl :{()% obj. makroporów + 40% obj. mikroporów 0%

3. TOl 30% obj. makroporów 15 ± 6%Ą. TC I 30% obj. makroporów + 40% obj. rnikroporów 30 ± 4%

l al'. 3.9. Biodeg radacja ceramiki TCP i HAp (badan ia na królikach)

Ink zwanych materiałów o właściwościach gradientowych (FGM - functionalgradient ma tcrials) złożonych z powierzchniowej warstewki aT CP , dwufa-zowi'! warstwy przejściowej HAp - aTCP oraz podstawowej warstwy hydro-ksyapatytowej. Wysoki stopień osteointegracji takiego materiału jest naj-prawd opodob niej spowodowany wyższą, w stosun ku do IIAp, rozpuszczal-nością aTCP. Dostarczane w ten sposób większe ilości jonów wapniowychi fosforanowych umożliwiają szybkie wytworzenie wiązania z kością.

Poszczególne fosforany wapnia można następująco uszeregować w kie-runku ich malejącej skłonności do biodegradacji:

a T CP > 0 T CP HAp .

W przypadku bioceramiki opartej o fosforany wapnia możliwe jest takie jejzaprojektowanie, poprzez odpowiedni dobór składu fazowego i mikrostruk-tury, aby szybkość stopniowo postępującej resorpcji implantów odpowiadała/.\ bkości z jak ą impla nt z astępo wan y jest p oprzez now otwo rzącą się kość.

Rozwiązan iem tak im jes t dwufazowy mater ia ł implan tacy jny : hydroksya-patytowo - whitlockitowy, w którym dobranym stosunkiem zawartości obufaz. oraz p orow atością reg ulu je się szybkość i stopie ń reso rpcji .

Niektóre tworzywa oparte o fosforany wapnia w formie porowatej, powszczepieniu również do tkanek miękkich, mogą indukować tworzenie siękości, a. zatem wyka zują poten cjał osteoindukcyjny. Właściwości osteoin-dukeyjne tych materiałów mogą być spotęgowane j)rzez nasycenie wyko-n. u iv eh z nich implantów komórkami szpiku kostnego, kolagenem, osteoin-d u ko \ jnymi proteinami lub poprzez stymulację elektryczną.

3 . 1 . 1 0 . Z a s t o s o w a n i e b i o c e r a m i k i o p a r t e j o f o s f o r a n y w a p n i a wm e d y c y n i e

Spośród materiałów opartych o fosforany wapnia najszersze zastosowaniew medycynie znalazła do chwili obecnej hioceramika liydroksyapatytowa.Syn tetyc zny h ydro ksya paty t, stosowany jest, między innymi | 1,27 : 30|:



3 . 1 . H i o c e r a m i k a . o p a r t a . o f o s f o r a n y w a p n i a I I I

w formie proszku:

• do leczenia biologicznego miazgi zęba,

• w leczeniu nadw rażliwości zębiny w okolicy obnażon ych szyjek zębo

wych,

• w leczeniu ubytków hipoplastycznych szkliwa,

• w leczeniu starć patologicznych zębów,

• do leczenia sperforowanych kanałów korzeniowych,

• jako uszczelniacz kanałowy,

• jako dodatek do cementów dentystycznych,

• do wytwarzania pomocniczych środków do czyszczenia zębów,

• do wytwarzania pokryć na implantach dentystycznych i ortopedycznych;

w formie granul:

• w leczeniu głębokich kieszonek kostnyc h,

• do powiększenia zanikłej krawędzi kości wyrostka zębodołowego,

• do uzupełniania ubytków kości po zabiegach hemisekcji , radektomii,amputacji korzenia zęba lub po operacji cyst korzeniowych,

• w chirurgii szczękowo-twarzowej do wypełnień ubytków kostnych po

usuniętych torbielach i guzach lub powstałych w wyniku urazów,• do wypełnień ubytków kostnych w ortopedii;

w formie kształtek porowatych:

• do wypełniania poekstrakcyjnych zębodołów,

• do wypełnień ubytków kostnych w ortopedii ,

• jako nośnik leków,

• jako podłoża do hodowli komórek;

w formie kształtek gęstych:

• jako implan ty kos tne dna oczodołu ,

• w otolaryngologii jako implanty ucha środkowego,

• jako tzw. implanty l 'D (Pereutaneous Devicc) stanowiące fragment

np. zestawu do dializy metodą otrzewnową,• w inżynierii tkankowej jako podłoża do hodowli tkan ek.



,'i. I . H i o c e r i i m i k a o p u r l . i i o l o H l o r a n y w a p n i a

Rys. 3.11. Krakowsk a bioceramika l iydroksyapa tytowa. .

Kompozyty z osnową IIAp lub TCP jak dotąd nie znalazły szerszego znLosowania w sub sty tuc ji kości, mimo lepszych w stosun ku d o mntei nilówosnow y para me tró w wy trzym ałościowy ch i lepszej stabilności wlnśeiwośi imechanicznych w warunkach in vivo. Wynika to częściowo z ich obnizoin ibiozgodności i / lu b bioaktywności w stosun ku do monofazowego IIAp lubTCP oraz z bardziej złożonych metod wytwarzania i związanych z tymwyższych kosztów produkowania kompozytów.

3 . 1 .1 1 . K r a k o w s k a b i o c e r a m i k a h y d r o k s y a p a t y t o w a

Na Wydziale Inżynierii Materiałowej i Ceramiki ACII w Krakowie oprncowano, opatentowano i wprowadzono do produkcji przemysłowej hydroksyapa ty towy mater ia ! implan tacy jny spe łn ia jący wsze lk ie wymogi normowestawi ane tego typu biom ateriało m. Z racji miejsca powstania ten pierwszypolski preparat implantacyjny oparty o fosforany wapnia nazwano krnkowską bioceramika hydroksyapatytową (R.ys.3.11.)

Prace nad oceną biologiczną powyższego preparatu prowadzone byłyprzy współpracy z biologami i lekarzami z Klinicznego Szpitala I ) z i ee i ęeoM o

w Krakowie Prokocimiu, lekarzami z Collegium Medicum IJJ i PomorskiejA.M. w Szczecinie jak też innych ośrodków medycznych w kraju.

Badania biologiczne in vilro oraz doświadczenia iinplantacyjne na zwierzętach potwierdziły, że otrzymana bioceramika liydroksyapatytowa nie wykazujc żadnego działania cytotoksycznego ani kancerogennego. I 'o zaiinplantowaniu nie stwierdzono cech odrzutu ze strony biorców (rys.3.12.) . Opraeowany materia! odznaczał się wysoką biozgodnośeią z tkankami żywegoorganizmu oraz bioaktywności;), |37 : l()|.



.'i . I. Iiioccram ika op arta o lo.sforany wapniu

Rys. 3.13. b) Hydroksy apatytow y proszek do czyszczenia zębów BIOCIIBM, anipulka HA BIOCER-u oraz różne formy implantów krakowskie j bioceramiki hydroksyapatytowej.

Kontynuowane są prace nad poszerzeniem zakresu zastosowali krakowskie |bioceramiki hydroksyapatytowej oraz opracowaniem nowych materiałów nnplan tacy jnych zawiera jących HAp i TCP.

3 . 1 .1 2 . B a d a n i a n a d z a s t o s o w a n i e m k r a k o w s k i e j b i o c e r a m i k i h y -d r o k s y a p a t y t o w e j o ra z p r e p a r a t u H A B J O C E H w m e d y -c y n i e

Zastosowanie krakowskiej bioceramiki hydroksyapatytowej jako materiałuimplantacyjnego oraz jej wprowadzenie do produkcji (preparat HA BK)CER) zostało poprzedzone wieloletnimi badaniami in nitro oraz iv inno nnzwierzętach. Uzyskane pozytywne wyniki pozwoliły na zrealizowanie kolejnego etapu, jakim były testy kliniczne.

Pionierskie prace nad szerokim zastosowaniem syntetycznego hydroksyapatytu w stomatologii przeprowadzone zostały przez Z. Knychalską kmwan w Collegium Medicum UJ w Krakowie. W badaniach tych wskazanona różnorakie możliwości stosowania preparatów proszkowych IIAp 1111

Sproszkowany hydroksyapatyt znalazł między innymi zastosowanie wleczeniu miazgi zębowej [42]. Leczenie biologiczne miazgi zębowej jest jednąz podstawowych metod utrzymania jej żywotności i przeciwdziałania ujem-nym skutkom, które prowadzą do jej obumarcia i zgorzeli . W badaniach ZKnychalsk ie j -Karwan zas tosowano kra jowy syn te tyczny hydroksyapa ty t w

formie proszku do pokryć pośrednich i bezpośrednich miazgi. W !)7% przypadków po kry ć pośrednich b rak było jakichkolw iek dolegliwości subi ektywriych, testy na żywotność miazgi były pomyślne i to przypadki uznano zn



.'i. I l i i o r n a m i k a o p a r ł a o l o s l b n u i y w a p n i a I IV

riia zębów dochodzi do zmiany ich kształtu, znuiiejs/.onin wysokości koronyzęba, obniżenia wysokości zwarciowo-zgryzowcj, przebarwienia |)owicrzchni starcia w przypadku obnażenia zębiny, tworzenia fałdów w kątach ust,zmiany rysów twarzy i , co najważniejsze, do zmian morfologiczne czynnoś-ciowych układu stomatologicznego. W przeprowadzonych pod kierunkiemZ.Knychalskiej-Karwan |46| badaniach klinicznych dowiedziono, że poprzezmechanicz ne wcieranie pasty uzyskane j z drobno ziarnistego p roszku hydro-ksyapatytowego zmieszanego z roztworem fizjologicznym soli w powierzch-nie zębów, możliwe jest zahamowanie postępu procesu ich patologicznego

ścierania. Stwierdzono wygładzenie, wyrównanie i rozjaśnienie startych |>owierzchni. Wynik pozytywny oceniono na 82%. Badania skaningowe wykazuły mechaniczne wbudowanie się ziaren IIAp w obnażoną zębinę.

Hydroksyapatyt wraz z TCP okazał się również dobrym uszczelniaczemkanałowym przy wypełnianiu ich ćwiekami gutaperkowymi oraz w In /emuperforacji korzeniowych [47]. Materiały powyższe zalecane są także do uuinszczania w okolicy wierzchołkowej jako szczelne wypełnienie kanału stmuiwią tam barierę wierzchołkową. M.Stupka z CM UJ |-18| uzyskała po/ytywne wyniki leczenia kanałowego zębów z przewlekłymi zmianami w I,kimkach okołowierzchołkowych stosując pastę uzyskaną przez zmieszanie pro:,/,ku IIA]) i preparatu BIOPULP w stosunku 1:1 z roztworem fizjologicznymsoli. Jest to również dobry materiał w leczeniu perforacji korzeni zębów.

Hydroksyapa ty t jako mater ia ł wysoce b iozgodny wpływa korzys tn iena właściwości cementów dentystycznych, poprawiając ich zgodność bio-

logiczną względem tkanek otaczających, o ile nie powoduje to obniżeniaparametrów wytrzymałościowych preparatów do wypełnień. Badania w tymzakresie prowadzone były w ACH i CM UJ w Krakowie [49| .

Użycie drobnego proszku hydroksyapatytowego jako jednego ze- składników pomocniczych środków do higienicznej pielęgnacji zębów, l /n. pro:,/,ków, żeli i past do zębów, dało w pełni pozytywne; wyniki 150,511. Propnintytakie oprócz działania oczyszczającego, wykazują również działanie Iccznieze: ograniczają i utrudniają odkładanie się na zębach miękkich i zimneralizowanych złogów nazębnych. Tym samym polepszają stan higieny ja,my ustnej, co ma podstawowe znaczenie w profilaktyce próchnicy i choróbprzyzębia. Wykazują też wyraźne działanie znoszące nadwrażliwość zębinyu pacjentów z obnażonymi szyjkami zębów. Dostępne; na rynku krajowe- pre-paraty do czyszczenia zębów zawierające IIAp to proszek BIOCIIKM orazżel 1IAXYL.

Badania przeprowaelzone- w CM U.J w Krakowie pe>el kierunkiem Z. Knychalskiej-Karwan oraz .). Stypnlkowskiej, w Pomorskiej Akademii Me-dye-znej w Szczecinie pod kierunkiem Z. Jańczuka i .1, lianach, w Śląskiej Akn



.'i, I Jiouuitcriiily icriutiii ziK

demii Me dyczn ej w Zabr zu pod kierunkie m 15. I'ogorz elskiej-S troncz ak ora zT. (Jieślika, w Akademii Medycznej w Warszawie; pod kierunkiem A. Ku-lt wy i I ,. W ysieńskiego, w Wojewódzkim Szpitalu Zespolonym w Tor uniupod kierunkiem J. Jakubiaka i P. Raginii oraz w Wojewódzkim Szpitaluw Rzeszowie przez 15. Lewandowskiego dały pozytywne wyniki w zakresiestosowania granul i kształtek krakowskiej bioceramiki hydroksyapatytoweja także handlowego HA BIOCER-u w zakresie chirurgii stomatologiczneji chirurgii twarzo-czaszki.

Wieloletnie badania wykazały pełną przydatność porowatych granul hy-drok sy apa tyto wyc h w leczeniu głębokich kieszonek kos tnych [52 4 57]. Poz-wala I ,o pacjentom z pionowymi ubytkami kości powstałymi w wyniku jun-gi esywnej choroby przyzębia n a spłycenie kieszonek przyz ębnych, zm niej-szenie ruchomości zębów, ich lepszą stabilizację w zębodole, poprawę i więk-szy komfort funkcji żucia. Zęby z wszczepionymi w głębokie kieszonki przy-zębiu- granula mi HAp poz osta ją dłużej w jamie u stnej niż te, przy któ rychwykonano tylko zabieg kiretażu otwartego. Potwierdzone zostało działanieosteotropowe hydroksyapatytu polegające na inicjacji i wspieraniu procesówodbudowy kos tne j .

Dobre rezultaty, jak wykazały badania Z. Jańczuka, daje łączne stoso-wanie bioceramiki IIAp z błonami zaporowymi czyli regeneracyjnymi takimiIak (iorc Tex, Bio-Guide. Błony te stwa rzają przeszkodę biologiczną przedwczesnym w rastaniem nabło nka dziąsła do ubytk u i wytworzeniem się takzwanego "długiego przyczepu nabłonkowego", jeszcze przed wypełnieniem

••lę ubytku tkanką łączną i kostną.Pozytywne wyniki terapeutyczne uzyskano stosując granule HAp do

wypełnień zębodołów j)o hemisekcji zębów lub radektomii, w zabiegach re-sekcji szczytu korzenia zęba oraz w wypełnieniu ubytków kostnych szczę-ki i żuchwy, j)o wyłuszcz eniu to rbieli lu b guzów (np. po usu nięciu k ost-niaka, ziarniniaka olbrzymiokomórkowego lub naczyniaka). Kształtek poro-watych IIAp użyto jako sub styt utu kości w zakresie chirurgii twarzo-czaszki.Badania powyższe przeprowadziły zespoły: J . Stypułkowskiej, J . Jakubiaka,15 Lewandowskiego, A. Kukwy i L. Wysieńskiego [58].

Krakowska bioceramika hydroksyapatytowa była również klinicznie sto-sowana w chirurgiczrioprotetycznej rehabilitacji ukła du stomatologicznego(bada nia 15. Sawickiego CM U J). Wprowadzenie porow atych okruchów HApdo wypełnień poekstrakcyjnych zębodołów zapobiega częściowo powstawa-niu niekorzyst nego zjaw iska jak im jest zanik kości wyr ostka zębodołow egow miejscach po usuniętych zębach. Gęstą bioceramika hydroksyapatytowązrekonstruowano ubytki oczodołu dna powstałe w wyniku złamań jarztno-wo-oezodolowyeh (prace J. Jakubiaka i P. Raginii) .



rU . I . H i o c e r a m i k a o p a r t a . o f o s f o r a n y w a p n i a M ! l

Trwają badania in vil.ro i in vivo nad wykorzystaniem krakowskiej l>ioceramiki hydroksyapatytowej jako nośnika leków do kośei. Miejscowe po-dawanie leku do kości za pośrednictwem odpowiednio skonstruowanych codo kształtu i mikrostruktury bioceramicznych nośników, pozwala zmniej-szyć dawkę leku w stosunku do wymaganej przy podaniu konwencjonal-nym. Unika się w ten sposób zbędnego obciążania całego organizmu orazchroni go przed niebezpieczeństwem wystąpienia ogólnoustrojowych elektówtoksycznych, co ma szczególnie miejsce przy stosowaniu leków o niskim in-deksie terapeutycznym (prace , ) . Szymury-Oleksiak, CM UJ) [59].

Krakowską bioceramikę hydroksyapatytową zastosowano również przyuzupe łnianiu ubytków kostnych w panewce stawu biodrowego i przy usztywnianiu stawów nadgarstkowych (prace zespołu P. Małdyka, z KlinikiReumoortopedii Instytutu Reumatologicznego w Warszawie).

3 . 1 .1 3 . K o m p o z y t y z a w i e r a j ą c e h y d r o k s y a p a t y t l u b T C P

Podstawow ymi ogranicz eniami w szerokim zastosowaniu klinicznym bioeeramiki opartej o fosforany wapnia są je j zbyt nisk ie parametry wytrzymałościowe i wynikający stąd ograniczony czas życia implantów.

Duże szanse na popraw ę w tym zakresie stwarz ają mate riały kom pozytowe, w których obok hydroksyapatytu lub TCP obecne są irme fazy. Ma-teriały takie łączą w sobie wysoką biozgodność, a niekiedy i bioaktywnośćgwarantowaną przez fosforany wapnia, z lepszymi w stosunku do monola

zowego tworzywa HAp lub TCP właściwościami mechanicznymi i wyższąniezawodnością.

W kompozytach zwykle faza nieciągła jest mocniejsza i zwana jest laząwzmacniającą, natomiast faza ciągła, czyli osnowa, jest słabsza. Wlnśeiwości kompozytu zależą od rodzaju, ilości i geometrii tworzących je luz, sposobuich rozkładu oraz wzajemnego między nimi oddziaływania.

Materiały kompozytowe dla medycyny mogą być wytwarzane jako kompożyty ziarniste, wzmacniane włóknami oraz biocerarniczne pokrycia nn unplantac h metalicznych (patrz rozdz.3.1.8.4.) . W kompozytach z osnową IIAp(rzadziej stosuje się TCP) faza wzmacniająca może mieć formę cząstek, wtym również o rozmiarach nanom etrycznych , pły tek, różnej długości włókienpolikrystalicznych, a nawet whiskersów (kompo zyt i osnowa hydro ksyap atytowa wzmacniane whiskersami IIAp).

Poprzez odpowiedni dobór składu i techniki wytwarzania kompozyty

dla medyc yny mogą wykazywać wyższą wytrzy małość na zginanie, ściskanie,skręcanie, rozciąganie, wyższą odporność na kruche pękanie, niższy i bardziej przez to zbliżony do kości moduł Younga, większą odporność na zuży



l i i h l i o g ra l i a

Do chwili obecnej, poza nielicznymi wyjątkami, kompozyty nie znalazłyjeszcze szerokiego zastosowania w medycynie w charakterze materiałów implanta cyjny ch. W prowadzenie; do hydr oksya patytu lul> TC P innej fazy mineralnej obn iża biozgodność takiego materia łu w stosunk u do czystej fazowoceramiki IIAp. Może też powodować rozkład h ydro ksya patyt u, co ul rudnia przebieg spiekania. Ponadto koszty wytwarzania implantów kompozy-towych podnoszą, i to niejednokrotnie znacznie, cenę implantów. Niemniejjednak badania nad nowymi mater ia łami implan tacy jnymi i nadz ie je z tymzwiązan e ko nce ntr ują się właśnie wokół kom pozyt ów |16,17,21 ,(i()|.


|1| 11. Ao ki: Medical Applications of Hydroxya patite, Ishiyaku EuroAinnica, Inc., Tokyo, St. Louis 1994.

|2] G. Bauer: Biokeramik ais ImplantatwerkstoJJ Jur die lluiniiiiiiiediin,Erlangen, 1988.

[3] R.Z. Le Geros: Calcium phosphates in oral biology and medianę , M onographs in Oral Science Vol. 15, ed. H. Myers, San 1'Yanciseo, 1991.

[4] A. Ślósarczyk: Bioceramika hydroksy apatytowa, Prace Komisji NaukCeramicznych PAN, Ceramika 51, Polski Biuletyn Ceramiczny nr 13,

Kraków 1997.

[5] R.Z. Le Geros, J.P. Le Geros, G. Daculsi, R. Kijkowska: Calcium phosphate biornaterials: preparalion, properties and biodegrad.nl ion, Pueyelopedie Ilandbook of Biornaterials and Bioengineering, Part A Materials, Vol. 2, M. Dekker, Inc., New York, Basel, Hong Kong, 1995

[6] J .O. Nriagu, P.B. Moore: Phosphate Minerals, Spring er Verlng, Peilin, Heidelberg, New York, Tokyo, 1984.

|7| R. Kijkowska: Implant materiaIs, Polish Journal of Chemical Technology, 1, 1999, 19-2.5.

|8 | R.Kijkowska: Fosforany wapnia w organizmie człowieka. Praco Naukowe Akademii Ekonomicznej we Wrocławiu, 792, 1988, 42-54.

|9 | U. A. Young: Large ejje.cts froni smali struć tur al differciiccs in apal.rl'es,2nd International Corigress on Phosphorus Oompounds Proceedings,Boston Mass., 1980, 73-80.



.'i H i o m i i t c i i i i l y i c r a m u z n e

J.L. Meyer, B.O. Fowler: Lat.li.ee dc.fciis in non-stoichiomeińc calcium

fi, y droTij apa I. I es , Inorg. Cliem. 21, 1982, 3029-3035.

(Ml . Nancol las : The preeipitation of calcium phosphates. Thermo-dynamic and kinetics consider ations, 2nd International Corigress onI 'hosphorus Compounds Proceedings, Boston Mass. , 1980, 11-23.

.1. Jarcho, C.H. Bolen, M.B. Thomas, J. Bobick, J.F. Kay, R. Doremus:

llydro.i.yapatite synthesis and characterization in dense poły ery stallineform , J. Mator. Sci. 11 (1976) 2027

L. Yubao, C.P.A.T. Klein, .1. de Vijn, S. van de Meer, K. de Groot:Skąpe change and phase transition of needle-like non-stoichiornetricapatite cryslals, J. Mater. Sci. Mat. in Med. 5, 1994, 263-265

11. Monma, T . K amiya: Preparation of hydroxyapatite by the hyd rolysisof brushite, J. Mater. Sci. 22, 1987, 4247-4250.

K. de Croot, C.P.A.T. Klein, J .G.C. Wolke, J . de Blieck-Hogervorst:('hemistry of calcium phosphate b iocerarnics, l landbook on BioactiveCeramics, CRC Press, Boca Raton, FL, Vol. U, Ch. 1.

W. Suchanek, M. Yoshirnura: Processing andproperties of hydrozyapa-

tite based biornaterials for use as hard tissue replacem.ent. J . Mater .Rcs., Vol. 13, No 1, 1998, 94-117.

A.Ravaglioli , A.Krajewski: Biocerarnics, ed.Chapman and Hall, 1992.

L.L. llench: Biocerarnics: from concept to clinic, Am. Ceram. Soc.linii., Vol. 72, No 4, 1993, 93-98.

W. ('ao, L.L. llench: Bioa.ctive materials, Ceramics International, 22,1996, 493-507.

k .de Croot: llydroxyla.pal.ite as coating for implants, Interceram, 4,1987, 38-41

li . I) . Ratner: Biornaterials Science. An Introduction to Materials inMedieine, ed. li. D. Ratner, A. S. I loflrnan, F. .1. Schoen, .1. F. Lernons,Academic Press, 1996.



U i b l i o ^ r a l i a 1,1

[221 1*. Ducheyne, Q. Qiu: Ihoaelioe ceram ics lin <jjccl of snrfaa- renehvity on bona celi furietion, Biomaforuils 21), 1999, 2287-2303.

[23| J . 1 ' . Ouhayouna (tłumacz.): Wszczepy ko stne / biomateriały, Perio-dontologia - Implanty, suplement cło Quintessoricc dla lekarzy stomatologów, 2001, 30-35.

[24] II. Oon ishi, L. L. llench, J. Wilson, F. Sugih ara, E. Tsuji, S. Kus hitaiii,Ił. Iwaki: Comparatme bone growth behamour in granules of bioccramic

rnaterials of narious sizes, J. Biomed. Mater. Res. Vol. 44 no 1, 1999,31-43.

[25] M. Kon, K. Ishikawa, Y. Miyamoto, K. Asaoka: Dcnelopim nl of enIdum phosphate based functional gradient biocerarnics, hiomnłonnls ,Vol. 16 No 9, 1995. 709-713.

[26] M. Kohri, K. Miki, D.E. Waite, IJ. Nakajima, T. Okahe In vtlw Inbility of biphasic calcium , phosphate ceramics, Bioma teriału, Vol IINo 4, 1993, 299-304.

[27] M. Rocca, M. Firii, T. Greggi, P. Parisini, A. Carpi, R. Giardino Ki ornaterials in spinał fimtion. An experimental animal siady to improv<the performance, The Inter. ,J. of Artificial Organs, Vol. 23, No 12,2000, 824-830.

[28] G. Loupasis, I.D. Hyde, E.W. Morris: The Furlong hydroxyapalil<coated femoral prosthesis, Arch. Orthop. TYauma Surg. 1 17, 1998, 132135.

[29] A. Lopez -Sas tre, J .M . Gonz alo-O rder, J.A .R. Altó naga , .1 U A11<.naga, M.A. Orden: Coating titanium implanLs willi. bioylass mul willi.hydroxyapatite, Int. Orthop. (SICOT) 22,1998, 380-383.

[30] Ił. Oonisłii: Orthopa.edic applications of hydrorgapal.ilc, Hioniali rinlVol 12, 1991, 171-178.

[311 L. llench: Biocerarnics: from concept to clinic, American (leramic S<»cięty Bullctin, Vol. 72, No 4, 1993, 93-98.

[321 K. de Croot: Clinical applications of calcium phosphate biomalerial.s- a rewi.cw, Ceramics International 19, 1993, 363-366.

|33| Z. Knyclialska-Karwan, A. Slósarczyk: Ilydroksyapaiyl, w stomatolog/r,Wyd. Krakmeclia, Kraków, 1996.



ii. Biomateriały < < Tli l u li /.nr

A. Slósarczyk: Hioceramika, Ceramika . Mater ia ły Ognio t rwałe ,I, 2000, 127-130.

Z. Knychalska-Karwan: Przyczynek do badań nad hydroksyapatytem ,Magazyn Stomatologiczny 10, 1997, 19-24.

A. Slósarczyk: Znaczenie różnych form bioceramiki hydroksyapaty-towej illa medycyny , Stom atolo gia W spółcz esna Vol. 4, Nr 5, 1997,342-316.

,1. Grochowski, A. Slósarczyk, W. Mieżyński, D. Stankiewicz, A. Mar-szalek, A. Obruśnik: Ocena biologiczna implantów bio ceramiczny eh,wszczepionych w kości królików, Polski Przegląd Chirurgiczny, 60, 11,1988, 919-926.

.1. Grochowski, S. Szklarczyk, W. Mieżyński, D. Stankiewicz, A. Ob-ruśnik, A. Slósarczyk, E. Stobierska, Z. Paszkiewicz: Wyniki oper-acyjnego leczenia ubytków kości ramiennych owiec zmodyfikowa nymiwszczepami IIAp, Prace Komisji Nauk Ceramicznych PAN, Polski Bi-uletyn Ceramiczny Nr 8, Ceramika 46, Kraków 1994, 53-58.

li Krzykwa, J . Grochowski, D. Stankiewicz, A. Obruśnik, A. Ślósar-ezyk, K. Stobierska, Z. Paszkiewicz: Ocena wpływu hydroksyapatytujuko materiału implantacyjnego na przebieg hodowli fibroblastów inmiro, Stomatologia Kliniczna T. XVI, 1995, 63-70.6

I Cieślik, B. Pogo rzelsk a-Stro nczak , Z. Szczurek, R. Koszowski, D.Sabat, W. Zajęcki: Ocena gojenia ran kostnych żuch wy wypełnionychkrakowską bioceramika hydroksyapalytową (HA- BI OCHR) u świnekmorskich, Czasopismo Stomatologiczne L 7, 1997, 483-487.

Z. Knychalska-Karwan: Zastosowanie syntetycznego hydroksyapatytuw stomatologii, Magazyn Stomatologiczny 5, 1994, 6-9.

Z. Knychalska-Karwan, D. Fijał, B. Gawrzewska, H. Kwapińska, A.Slósarczyk, Stobierska, Z. Paszkiewicz, M. Kordek: Wstępne ob-serwacje nad stosowaniem hydroksy apatytów do leczenia biologiczn egomiazgi zębowej, Stomatologia Kliniczna T. XIII, 1992, 73-77.

W. Sędrowiez, D. Olczak-Kowalczyk, K. Dobies: Kliniczne zastoso-

wanie syntetycznego hydroksyapatytu. w leczeniu chorób miazgi, (Doś-wiadczenia własne), Przegląd Stomatologii Wieku Rozwojowego, Nr2/3, 1998, 13-18.



I {ibl iogra l in

]44| Z. Knychalska-Karwan, li,. Pawlicki, A Slósarczyk, lv Stobierska,Z. Paszkiewicz, A. Kaczmarczyk Sl.achowska, K. Prosluk-Kosowska,M. Jaworska: Stosowania hydroksy apatyt a. w hczcniu nadwrażliwościzębiny, Czasopismo Stomatologiczne XLVII, I, 1091, 7-10.

[45| Z. Kny chal ska- Karw an, R. Pawlicki, D. Pija ł, II. Kwapiriska, A.Slósarczyk, 10. Stobierska, Z. Paszkiewicz: Zastosowanie krakowskiejbioceramiki hydroksyapatytow ej w leczeniu hipoplazji szkliwa, Magazyn Stomatologiczny 5, 1995, 21-23.

[46j R. Pawlicki, Z. Knyc halsk a-Ka rwan , A. Slósarczyk, K. Stobie rska,Z. Paszkiewicz: Starcie patologiczne zę bów i próby jego abamoitianinstosowaniem hydroksyapatytu, Magazyn Stomatologiczny .'i, IKitli, |H51 .

[47] K. Dobies, D. Olczak-Kowalczyk, J. Gąsiorowski: Zastosowanie III/

d.roksy apatytu w leczeniu perforacji i jej pow ikłań, Gazeta S to inn lologiczna, Nr 4 (11) 1998, 17-19.

[48] W. Stupka: Wodorotlene k wapnia i hydroksyapatyt w lec :emu. endodontycznym, VII Kongres Stomatologów Polskich, Warszawa 1995.

[49] Z. Knychalska-Karwan, A. Slósarczyk, E. Stobierska, Z. Paszkiewicz,M. Jaworska, T. Gołda: Ocena wpływu proszku hydroksya.palylowc

go na właściwości den tystycznych cementów fosforanowych i krzemowyeh, Czasopismo Stomatologiczne XLVII, 2, 1994, 94-98.

[50] A. Slósarczyk: Hydroxya.pa.tite toothpaste, Interceram, Vol. 10, No ii,1991, 148-151.

[51] Z. Kny chals ka-K arwa n, A. Slósarczyk, K. Stobie rska, li Pawlicki ItZimoń, B. Gawrzewska, A. Kaczmarczyk-Stachowska, M PeloowaK. Prostak-Kosowska, Z. Paszkiewicz: Proszek z hydroksyapati/h in iloczyszczenia zębów, Czasopismo Stomatologiczne XLVI, 10, 199.3, 031635.

[52] Z. Knychalska-Karwan, A. Kaczmarczyk-Stachowska, A. Slósarczyk,10. Stob ierska , Z. P aszkiewicz: (Czteroletnie obserwacje stosowaniu krnkowskiej b ioceramiki hydroksyapatytow ej w głębokich kieszonkach pr //

zębnych, lYriodoritologia Współczesna, Wybrane zagadnienia. Matoriały z Symp ozjum Międzynarodowej Akademii Pcriodontologii , podred. Z. Jańezuka, W.yd. Med. Tour Press, Warszawa, 1996, 53-62.



.'i l i i o ma tc r i a ly c e ra m ic z n e

|53 | Z. Knychalska-Karwan, A. Kaczmarczyk-Stachowska, A. Slósarczyk,10. Stobierska, Z. Paszkiewicz: Loiig-terrn results ojhydrozy apatite ap-plieation in the treatrnenl of periodontal osseous defects, FrontiersMed. l3iol. Engng., Vol. 8, No 4, 1998, 239-252.

|5I| .). Pośpiech: Współczesne poglądy na stosowanie ceramiki hydroksya-patytowej UJ stomatologii, Poznańska Stomatologia 1991, 127-129.

|55| T. Konopka, M. Ziętek, M. Radwan-Oczko, J . Potoczek: Ocena hy-

droksyapatytu jak o alloplastycznego wszczepu w leczeniu zapaleń przy-i hm. Wrocławska Stomatologia, 1994, 175-180.

|50| Z. .lanezuk, M. Góra: Hydroksyapatyt HA BIOCER wleczeniu ubytkówkostnych przyzębia, Prace Komisji Nauk Ceramicznych PAN, PolskiBiuletyn Ceramiczny Nr 8, Ceramika 46, Kraków 1991, 47-51.

|57| .1. Banach, E. Dembowska: Zastosowanie hydroksyapatytu HA-BIO -CI'Jll w leczeniu, ubytków kostnych u pacjentów z progresywnym , zapale-n ten i. przyzębia, Czasopismo Stomatologiczne LII, 10, 1999, 645-652.

|58| .1 Jakubiak, P. Raginia, A. Slósarczyk, E. Stobierska, Z. Paszkiewicz:Zastosowanie bioceramiki. hydroksyapatytow ej w chirurgii szczękowo-twarzowej, Magazyn Stomatologiczny 8, 1997, 29-34.

|59| J .Szymura-Oleksiak, A.Slósarczyk, A.Cios, B.Mycek, Z.Paszkiewicz,

S.Szklarczyk, D.Stankiewicz: Ceramics International, 27, 2001, 767-772.

|<i()| C.Verheyen, C.Klein, J.de Blieck-Hogervorst, J.Wolke, C.van Bitter-swijn. K.de Croot: Eualuation of hydroxylapatite/poly(L-lactide) corn-posil.es: physico-chemica l properties, J.Mater.Sci.Mat. in Med. , 4, 1993,58-65.



.1.2. < 'era.iiuka tlenkowa i węglanowa

3 . 2 . C e r a m i k a t l e n k o w a i w ę g l a n o w a | Z I > i g n ie w 1 ' o l e s i ń s k i ,Z b i g n i e w J a c g e r m a n n 1 |

3 . 2 . 1 . W s t ę p

Terminem "ceramika tlenkowa" określane są na ogól rnonofazowe, polikrystaliezne tworzywa ceramiczne zbudowane z tlenków metali . Cłówriymi ichprzedstawicielami są: AI2O3, Z1O2, MgO, BeO, TiC^-

Rozdział ten poświęcony jest ceramice korundowej i cyrkonowej. Są to

materiały biologicznie inertne o bardzo dobrych właściwościach medianie/nych i wysokiej trwałości chemiczne j. Z pośród biomateriałów ceramicznych,należą do najczęściej stosowanych w chirurgii im plaritaeyjn ej, szczególnie piko elementy protez stawowych oraz implantów dentystycznych. Nietóic 1 lenkowe materiały porowate, służące głównie do leczenia ubytków tkanki kosinej zapew niaj ą mocne zespolenie materia łu z kością. Takie poląc/cme powoduje korzystne rozłożenie naprężeń na granicy materiał kość 1 znpewnuidobrą współzależność biomechaniczną porowatych implantów w ukhul/nkos tnym.

Jako odrębne zagadnienie omówione zostaną resorbowalne bioinatci 111

ły oparte na węglanie wapnia (ceramika węglanowa), bardzo przydatne wchirurgii kości, szczególnie jako m ateria ły do wype łniania ub ytków kostnych.Zrównanie szybkości resorpcji materiału syntetycznego z szybkością tworzenia nowej kości umożliwia sukcesywne przejmowanie funkcji wszczepionego

biomateriału przez nowo powstającą tkankę kostną. Takie materiały niogi)również pełnić funkcję leczniczą wydzielając miejscowo w długim okresieczasu wprowadzone do nich środki farmakologiczne.

3 . 2 . 2 . C e r a m i k a k o r u n d o w a

Ceramika korundowa (powyżej 99,5% AI2O3) jest stosowalni piko iunPrial implantacyjny już od początku lat 70-tych. W latach 71) tych 1 Nil ly liprowadzone było najwięcej prac badawczych i technologicznych mul uzyskuniern ceramiki korundowe j przy datn ej szczególnie w chirurgii stawów 1 kościW latach 90-tych udoskonalano metody wytwarzania tworzyw korundowychnatomiast wysiłek badawczy został skierowany raczej na materiały bioaktywne i kompozytowe.

Ze względu na swoją doskonalą biozgodriość |l| oraz dobre właściwościmechaniczno (szczególnie param etry tarcia i zużycia) ceramika korundowa

stosowana j e s t , głównie jako materiał do wyrobu elementów protez stawo

" i n s t y t u t S z k l ą i ( ' m i m i k i w W a r s z a w i e , u l . P o s t ę p u !) , 1 )2 ( >7 (i W a r s z a w a



.'i. B i o m a t e r i a ł y c i T i u i i i c / . n c

Rozmiar ziarna [p m]

Uys. 3.1 I. Zależność wy trzym ałości na ściskanie od wielkości ziaren ceram iki ko-rundowej.

wyeli i korzeni zębowych. Ponieważ ma znacznie niższą wytrzymałość nazginanie niż na ściskanie ogranicza t o jej zastosowanie do elementów pod da-wanych naprężeniom ściskającym. Większość tworzyw korundowych stoso-wanych do wytwarzania implantów ma strukturę drobnokrystaliczną, dużączystość'' chemiczną i wysoką gęstość pozorną. Zastosowanie, głównie w im-plantologii stomatologicznej, mają także sztucznie wytwarzane monokrysz-tały korundu - szafiry | '2 |. Otrz ymu je się je przez stopienie drobnego proszkukorundowego w łuku elektrycznym lub płomieniu wodorotlenowym.

Zarówno ceramika korundowa jak i cyrkonowa należą do grupy materia-łów obojętnych biologicznie (inertnych) tzn. takich, które praktycznie niewydzielają do środowiska biologicznego żadnych składników, nie wpływa-ją biochemicznie na sąsia dujące tkanki i nie wywołują ich n iekorzystnychreakcji . Jednakże już wkrótce po wszczepieniu na powierzchni materiałuceramicznego tworzy się cienka, na ogól nie przekraczająca kilku mikromet-rów grubości warstwa substancji organicznych, których częściowo spolary-zowane cząsteczki są przyciągane przez nie obo jętną elektrycznie powierzch-nię ceramiki. Zjawisko to powo duje, że w krótkim czasie implant ceramicznyoi a cza cienka błona tkanki włóknistej, któr a zapobiega rozpozna niu implan-tu |ako ciało obce przez organizm biorcy.

Korund (a A I 2 O 3 ) ma budowę krystaliczną w postaci romboedrycznej(para met ry komórki eleme ntarnej: a 0,4758 nm, c 1,299 nm) i należydo grupy przestrzennej D!j [3|.

Podobnie jak dla wielu materiałów kruchych właściwości mechanicznepolikrystalicznej ceramiki korundowej zależą w dużym s topniu od rozmia-rów i rozkładu wielkości ziaren ora/, od porowatości materiału. Zależność



. 'i .'1. ( 'e nu nik a t lenkowa i w ę g la n o w a

wytrzymałości na ściskanie od wielkości ziaren przedstawia rys.3.14. 14|, z

której wynika, że wytrzymałość spada wykładniczo ze wzrosłem wielkościziaren. Rozmiar ziaren można ograniczyć dodając 0,1 l),.ri% Mg() do składuceramiki. W tabeli 3.10. zebrano wym agania międzynarodowe i właściwościniektórych prod ukcy jny eh materiałów korundowych stosowanych do wyt

warzania elementów protez stawowych [5,12,31| .

Jk • S S- —1

5 S 5 0B t O \~ 0 H W

ma

ISO6

101

©

£©

01-101—1PQ

©X

i-J t :S i0QJ

k • S S- —15 S 5 0B t O \~ 0 H

ty p A ty p B

©

£©

01-101—1PQ

©X

i-J t :S i0Q

Gęstość pozorna g / c n i 3 > 3 , 9 0 > 3 , 9 4 > 3 . 9 0 > 3.98 ł,9(i• 99,0

0,02

Zawartość AI2O3 % w a e . > 9 9 , 5 > 99,5 > 99,9< 0,0*

ł,9(i• 99,0

0,02awartośćS i 0 2 + N a 2 0 + K 2 0

% w a g . < 0 , 1 11.11.

> 99,9< 0,0*

ł,9(i• 99,0

0,02

Zawar tość MaO % w a g . 11.11 <0.3 - 0,2 u,2

ZawartośćC' a O+S1O2 +Na j O+KiO

°«wag . u 11 < 0 , 1 •

<3,2 P 8rednia wielkość ziania J.U11 < 7 < 4,5 < 7 < 2.5 <3,2 P 8

Mikrotwardość IIV 0.2 G Pa « 23 11.11. 11.11 23<3,2 P 8

Wytrzymałośćna ściskanie

M P a « 4000 11.11 1111 4000 5000

50 0

•

Wytrzymałośćna zginanie3 M P a > 4 0 0 - - > 4 <0

5000

50 0 <80

Wytrzymałośćna zginanie11

M P a - > 250 > 150 -

5000

50 0 <80

Moduł Younga G P a « 380 1111 1111 38 0 3K0

Odporność nauderzenie

cmM P a

> 4 0 11.11 11.11 > 4 0 <0

Odporność na ścieranie nnn.l i <0,01 < o.oof 1111 0,001

Odporność na korozję nig/iri2

nadzień

<0,1 1111 1111 < 0,1 - 0,001 0,001

test 3-punktowy, "sto suj e się, dla ceramiczno-ceramicznych nn) nie n o rmu j '1 a-;b) test dwuosiowy, stawowych e lementów c iernych,

T a b . 3 . 1 0 . W y m a g a n i a i właściwości ceramik i ko rundowej .

Twardość korundu wynosi 20-25 (ii'a (!) w skali Mohsa) i dlatego przy od

powiedriiej obróbce powierzchni można uzyskać bardzo niską wartość ście-ralności i współczynnika tarcia, co jest wielką zalet,ą ceramiki korundowejjako materiału zastępującego powierzchnie cierne stawów. Wyniku to nie



Kil) A I iii > n u t c r i i i l y c c r n i i i i c / n t

tylko z twardości, ale tak/c ze zdolności powierzchni korundu do selekty-wnej adsorpcji i tworzenia mocno związanej warstwy płynu synowialnegooddzielającego współpracujące ze sobą powierzchnie ceramiki lub ceramikii polietylenu |( i | . Współczynnik tarcia pomiędzy zwilżonymi powierzchnia-mi korundowymi, jak też pomiędzy ceramiką a polietylenem (UHMWPE)wynoszą odpowiednio 0,05 i 0,09 |7 | . Ze względu na szybkie starzenie i de-gradację polietylenu w protezach korundowo-polietylenowych w warunkachlizjologicznych, w ostatnich latach wysiłki koncentrują się na doskonaleniumet,od wytwarzania ceramiki, tak aby uzyskać najlepsze właściwości protez

koi 11 tu 1< iwo-ko rundow ych. Największ ą trudność spraw ia konieczność niezwy-kle precyzyjnego przygo towania kształ tu i gładkości powierzchni ceramiki.Właściwości cierne ceramiki korundowej po długotrwałych testach są jesz-cze bardziej korzystne i znacznie lepsze niż dla innych materiałów, gdyżwspółczynnik tarcia, stopień zużycia i chropowatość powierzchni obniżająsię w czasie użytkowania [5j.

W zastosowaniach do protez długookresowych niezwykle istotne są wła-ś c i w o ś c i zmęczeniowe, a co za tym idzie trwałość użytkowa biomateriałów.Zaobserwowano, że powyżej naprężenia krytycznego wytrzymałość zmęcze-niowa ceramiki korundowej w obecności wody może obniżać się z powo-du opóźnionego rozprzestrzeniania się pęknięć podkrytycznych [8 | . Cheni K u ap p |!)| zastosowali teorię prawdopo dobieńs twa do w yjaśnienia staty -c z n e g o i dynam icznego zmęczenia polikrystalicznej ceramiki korund owej.Hadania pokazały, że korozja naprężeniowa spowodowana parą wodną z at-

mosfery ma duży wpływ na trwałość użytkową ceramiki. Dodatkowo stwier-dzili , że odporność ceramiki korundowej na obciążenia cykliczne jest niższaniż na obciążenia statyczne, co może mieć znaczenie przy opracowywaniuimplantów konstrukcyjnych. Inne badania wykazały, że obniżenie wytrzy-małości następuje, gdy cząsteczki wody przenikają do materiału [10]. Rit-t .er ze współpracownikami |11| przewidywali trwałość ceramiki korundo-wej na podstawie teorii mechaniki spękań, która opiera się na założeniu,że zmęczenie zależy od wolnego rozprzestrzeniania się spękań wad nieu-jawnionych. Wyniki badań wskazują, że aby przyjąć minimalną trwałość.">() lat, w warunk ach stałeg o na prężeni a 68,95 M Pa w roztwo rze b ufor owy m1'lilS, ceramika korundowa musi przejść pomyślnie test próbny przy '2,3 ra-

z\ wyższym naprężeniu tj . 158,6 MPa. Natomiast Dórre ze współpracow-nikami |12] badając zmęczenie statyczne ceramiki korundowej HI GLON®(tabela 3.10.) wykazali stabilność właściwości mechanicznych po badaniachstarzenia. Doszli oni do wniosku, że wynika to głównie z czystości chemicz-

nej badanego materiału, a zwłaszcza z minimalnej zawartości SiO'2, NagOi (!aO.



.1.2. C'»r j ii 11 i k; i tlenkowa i węglanowa MII

Ceramikę korundową stosuje się głównie w cndoprotezoplnstyce stawów,szczególnie biodrowego i kolanowego. Do tej pory w świecie zostało wszezepionych już około miliona protez z elementami korundowymi i l iczba tarośnie średnio o ok. 100 tys. rocznie. Jest bardzo dużo doniesień klinicznychw zakresie zarówno ocen pacjentów, jak też niezawodności i zużycia wszezepionych endoprotez. Jako przykład można podać 10-letnie wyniki obserwacjiSedePa [13] cementowych protez ceramiczno-cerarnicznych staw u biodrowego u 187 pacjentów. Głównym problemem klinicznym było aseptycznc polu-zowanie elementów panewki (15 przypadków). Złamanie panewki lid) głowy

endoprotezy nastąpiło w 5 przypadkach, przy czym wszystkie dotyczyły clernentów wyprodukowanych przed 1979 rokiem. Tworzywa korundowe, którespełniały lub przekroczyły wymagania norm międzynarodowych obowiązu-jących w tym czasie (ISO 6474) podlegały uszkodzeniom mechanicznym niczwykle rzadko, a w przypa dku doniesień SedePa nie uległy w ogóle takimuszkodzeniom. Trwałość protez po 10 latach od wszczepienia oceniono nn82,6%. Jest to wysoka trwałość w stosunk u do chociażby badań Mat11 ,a 11 l|który ocenił tę trwałość na 42% dla protez metalowo-polietyleriowycli

Niezwykle ważnym czynnikiem przy rozpatrywaniu trwałości protez je iwiek pacjentów. Kolejne badania SedePa nad protezami korundowe> konindowymi (116 pacjentó w w wieku poniżej 50 lat) w latach 1977-1989 wykazuły 10-letnią trwałość protez - 98,5% [15].

Różnice w trwałości protez wynikają ze znacznie szybszego zużycia polietylenu w protezach korundowo-polietylenowych rij) . 98 /tm rocznie |10| ,

25 /tm rocznie [17], 8/tm rocznie [18], w stosunku do zużycia ceramiki korun-dowej w protezach korundowo-korundowych rtj) . 1981 - 5-9/tm rocznie |I9 | ,1986 - poniżej 1 /tm roc znie [20], 1988 - 0,025 /tm rocznie |21 ]. Na przyk ładzienorm międzynarodo wych a także tworzywa Biolox® (ta b. 3. 10.) wyraźniewidać jak doskonalono jakość ceramiki korundowej na przestrzeni lal 70tych do 90-tyeh |22]. Porównawcze darte dotyczące stopnia zużyciu podajitakże tabela 3.11. |23].

M a t e r i a ł y Stopień zużycia [ /nn roi - / .ui t

S t o p C o - C r - M o / U H M W P E 20 0

C e r a m i k a k o r u n d o w a / U I I M W P K 2 0 • 130

C e r a m i k a k o r u n d o w a / c e r a m i k a k o r u n d o w a < 5

B I O L O X ® f o r t e / B I O L O X ® f o r t e < 1

lab. 3.1 P Średnie roczne zużycie powierzchni ciernych w całkowitej protezie stawu biodrowego.

Warunkiem uzyskania wysokich parametrów trybologicznych każdego sztucznego stawu, szczególnie koruiidowo-korundowego jest doskonale gładkie



. 'i .2. ( 'mi mi k i ! I k l ikow a i w ęgla now a

3 . 2 . 3 . C e r a m i k a c y r k o n o w a

Ceram ika ko rundowa ma znako mitą biozgoelność i odporn ość na ścieraniejedna k w ykazuje umiarkowaną— jak n a nowoczesny, ceramiczny m ateri a!kons t rukcy jny — wytrz ymało ść mechaniczną na zginanie i odpo rność na pękanie. Z tego powodu średnice większości korundowych głów endoprotezstawu biodrowego są ograniczone do 32 mm. Tlenek cyrkonu jest, równictrwały w środowisku fizjologicznym |37| i ma w porównaniu z ceramiką korundową wyższą odporność na kruche pękanie i wytrzymałość mechaniczną

na zginanie oraz niższy moduł Young'a.Ceramika cyrkonowa znana jest już od kilku dziesięcioleci. Jej główne

zastosowania to wysokote mperatu rowe m ateria ły ogniotrwałe i ogniwa pali-wowe [38]. W odróżnieniu od korundu, który jest trwały od temperaturypokojowej aż do wysokich temperatur, w tlenku cyrkonu w zależności odtemp era tur y zachodzą różne przemiany fazowe. W tempera turz e pokojowejtrwała jest odmiana jednoskośna. W temperaturze 1175 C przechodzi ounw odmianę tetragonalną, co wiąże się ze zmianą gęstości z 5,85 g/e-ni' 1 do6,01 g/cm 3 , a w około 2100°C następuje przemiana w idealną postać re-gula rną [39|. Ta cecha tlenku cyrkonu w wielu zastosowaniach technicznychwymaga jego stabilizacji .

Od dawna znana jest regularna, całkowicie stabilna postać tlenku e-yrkonu. Ze względu na słabą odporność na zużycie zastosowanie tego typumateriału w warunkach tarcia i ścierania jest ograniczone. I ' rzędom rozpo

czął się na poc zątk u lat siedemdzie siątych w raz z opraco wanio m częściowostabilizowanego tlenku cyrkonu i osiągnął momen t k ulminacy jny, gely w n>ku 1975 Garvie [40] odkrył, że polepszenie właściwości materiału ma zwii|zek z tetragonalnymi wytrąceniami w obszarze odmiany re-gulnrrioj t lenkucyrkonu, któ re podl ega ją przemian ie martenzytyczne-j. Matei mly opinie nnpost aci reg ular nej tlen ku cyrkon u zaw ieraj ące tetrageuinlne- wyl ri)ernin nnwano ceramiką PSZ (partially stabilized zirconia). Następnym krokiem byłoopracowanie specjalnej odmiany ceramiki PSZ - polikrystalicznej odininuytetragonalnej TZP (tetragonal zirconia polycrystal) . Odmiana t .n slnlnlizowana jest poprzez utworzenie roztworu stałego z tlenkiem itru (Y T ZP ) | 111W odróżnieniu e)d ceramiki PSZ, gdzie występują ziarna, których wiejlkeiśe-dochodzi nawet do 50-70/tm, w ceramice Y-TZP wielkość ziarn nie- prze-krae-za 1 /tm, a na ogól je-st, niższa niż 0,5/im, co je-st, podyktowane stabilneiśe-ią odmiany tetragonalnej. Tak drobnokrystaliczną strukturę można osiągnać jedynie- z proszków e) bardzo dużej ezystośe-i chemicznej i aktywnońe-ipodczas spiekania, oraz równomiernym rozłożeniem tlenku stabilizującegow proszku. Znane- są elwie metody wprowadzania tlenku itru elo proszku



I II -I , 'i . I i io nia tcr ia ly ce ram icz ne

W y m a g a n i a

ISO 13356

J e d n o s t k a 1 9 9 7 a Y - T Z P M g - P S Z

Gęstość pozorna g / c m 3 > 6 , 0 0 6,05 5,72

Sk ł a d c h e m i c z n y :

ZrO -2 - 9 7 , 0 9 6 , 5

ZrO-2 | H f0 2 + Y 2 0 3 > 99,0 - -

Y2O3 4,5 - 5,4 3 mol 3,4 wag. Mg O

ii rao < 5AI2O3 < 0 , 5

inne t l enki < 0 , 5

Średnia wielkość z iarna fjm < 0 , 6 0,2-0,4 0,42

Wy t r z y m a ł o ś ć n a z g i n a n i e M P a > 800 1000 80 0

Wy t r z y m a ł o ś ć n a ś c i s k a n i e M P a - 2000 1850

M o d u ł Y o u n g ' a G P a - 150 208

Twardość HV 2.0 G P a - 12 11,2

O d p o r n o ś ć n a p ę k a n i e K / c M N / M 3 / 2- 7 8

R a d i o a k t y w n o ś ć B q / k g 20 0 - -

w y m a g a n i a d o t y c z ą c e r a m i k i Y - TZP

Tab . .3.12. Właściwo ści ceram iki cyrkono wej

c yrkonow e go. W na jba rdz ie j roz pow s z e c hnione j me todz ie w s pół s t rąc a n ias tabi l izująca i lość i t ru dodawana jes t do roz tworu sol i cyrkonowych, ta -kich jak: ZrOCl2, ZrCU, Zr0S04, Zr(OR). i w postac i sol i i t rowych. Poprzezw pol . s t rącanie i wypalanie otrzymuje s ię bardzo równomierne rozmieszcze-n ie t l e nku i t ru w pros z ku c yrkonow ym. W drugie j , now s z e j me todz ie s p ie -c z o n e wcześnie j z ia rna t lenku cyrkonu pokrywa s ię t lenkiem i t ru a roz twórs ta ły uzyskuje s ię w wyniku kole jnego procesu wypalania [42] , Zawartośćt l e nku i t ru w pros z ku c yrkonow ym po w s ta łym m e tod ą w s pół s t rąc a n ia w y-nos i na ogół 5 , 0 -5 , 4%w a g. , na tomia s t w pros z ku pokryw a nym, z a w a r tośćtlenku i t ru jes t niższa i wynosi 4,5-5,0%wag. (43) .

D o c e lów me dyc z nyc h na j l e p ie j na da ją s ię dw a rodz a je c e ra mik i c yrko-nowej: Y-TZP i Mg-PSZ, s tosowane jako powierzchnie nośne w protezachs ta w ow yc h (w y ma ga nia i n i e k tóre w ła śc iw ośc i poda no w t a b . 3 . 12 . ) . M a jąone j e dna k t r z y pow a żne w a dy. J e dną z n ic h je s t s pa de k w y t r z yma łośc i m e -chan icznej w czas ie przeb ywa nia w środowisk u f iz jologicznym, dru gą - niskaodporność ceramiki cyrkonowej na śc ieranie , a t rzec ią - prawie nieuniknionez a nie c z ys z c z e nia r a d ioa k tyw ne t l e nku c yrkonu .

Spa de k w yt r z yma łośc i me c ha nic z ne j w c z a s ie s t a r z e n ia z w iąz a ny j e s t z

prz e mia ną ma r te nz ytyc z n ą pos ta c i t e t r a gona lne j w r e gula rną |44 |. Ba d a nias ta rzenia w płynach f iz jologicznych, a także tes ty na zwierzętach doświad-



. '( .2 . C e ra m ik u t l e n k o w a i w ę g la n o w a

ezalnych wykazały niewielki spadek parametrów mechanicznych ceramikicyrkonowej. Wytrzymałość inechariiczna cyrkonu badana po dwóch latachstarzenia jest jednak znacznie wyższa niż ceramiki korundowej badanej wpodobnych warunkach [45].

Badania właściwości trybologicznych ceramiki korundowej, cyrkonoweji stopów Co-Cr-Mo w połączeniu z polietylenem UHMWPłO wykazały najmniejsze zużycie dla ceramiki korundowej a zdecydowanie największe zuży-cie i tarcie dla ceramiki cyrkonowej [46]. Badania odporności ria ścieraniew testach ceramika-ceramika [47j wykazały 5000 razy wyższe zużycie cera-miki cyrkonowej niż korundowej, co eliminuje tę pierwszą jako materiał naelementy protez stawów biodrowych, w których ceramiczna głowa współpracuje z ceramiczną panewką. Przyczyny takiego zachowania cyrkonu niesą do końca wyjaśnione, gdyż oba rodzaje ceramiki mają podobno wlm.eiwości powierzchni i zdolności zwilżania. Jedyna wyraźna różnicn to znm . nuwyższa twardość ceramiki korundowej w stosunku do ceramiki cyrkonowci

Tlenek cyrkonu zawiera często pierwiastki radioaktywne o bardzo (Ilugim okresie połowicznego rozpadu, takie jak tor czy uran (zauważono, zeich zawartość jest niemal proporcjonalna do zawartości hafnu w tlenku cyrkonu), których usuwanie jest bardzo trudne i kosztowne. W materiałachimplan tacy jnych wys tępują dwa rodza je p romien iowania rad ioak tywnego:gamma i alfa. Zbadano, że wartość promieniowania gamma jest najniższadla ceramiki korundowej, a wyższa dla ceramiki cyrkonowej i stopów Co-Cr, ale nie przekracza wartości naturalnej radioaktywności na terenie Pran-

ej i [48]. Jedn akże w ceram ice cyrkonowej przeznaczon ej do zastosowań medycznych zaobserwowano także aktywność promieni alfa |49|. Ze względu nnswoją wysoką zdolność do jonizacji promienie te niszczą zarówno komórkitkanek miękkich jak i kości. Ze względu na małą zawartość zanicczy: zezeiiradioak tywny ch - ok. 0,5 ppm aktywność promieniowania alfa nie |e i w\ oka, ale nie do końca znany jest długotrwały wpływ promieniowaniu nllnceramiki cyrkonowej na fizjologię organizmów żywych.

3 . 2 . 4 . P o r o w a t a b i o c e r a m i k a t l e n k o w a

W poprzednich rozdziałach opisano właściwości i zastosowanie zwartej ceramiki t lenkowej. Inną gru pą materiałów stosowanych w medycynie, zwłaszczaprzy leczeniu chorób kości, jest t lenkowa ceramika porowata.

Ważnym problemem w nowoczesnej chirurgii jest możliwość dobrego

zespolenia wszczepu z kością. Według wielu badaczy odpowiedni kształtimplantu, uwzględniający rozkład naprężeń na granicy kontaktu implanttkanka k ostna, zap ewnia jący sztywne osadzenie wszczepu w kości przez cały



, ' ! . I i iomatcriuly cciani ic / .ne

okres jego przebywaniu w organizmie, pozwala na stworzenie takich warun-ków wgajania wszczepów jakie towarzyszą normalnemu procesowi gojeniazłamanej kości [50|.

Poci kątem zastosowań medycznych przebadanych zostało wiele t lenko-wych materiałów porowatych, takich jak: A I 2 O 3 , Z r O 2 , T i 0 2 , M g O A ^ O a ,Cn.O A^O.j, Ca0'Zr02 [51]. Ich największą zaletą jest to, iż przerastającIkanką kostną tworzą z nią wiązanie biologiczne, osiągając przy tym modułYoiingn zbliżony do kości zbitej, co korzystnie wpływa na współdziałaniebiomeelianiczne implantu z kością. Porowatość znacznie obniża wytrzyma-łość mechaniczną materiału, co ogranicza jego zastosowanie do miejsc,w których nit1 działają żadne naprężenia lub tylko niewielkie naprężeniaściskające. Aby polepszyć zdolność materiałów porowatych do przerastaniatkanką kos tną często stosuje się niewielkie dodatk i np . CaO - co obniża inert -ność materia łu, ale wydzielanie jonów Ca 2+ z implantu znacznie przyspieszaproces przerastania i mineralizacji nowej tkanki kostnej w porach.

Wrastanie tkanki kostnej w pory implantów zależy w dużym stopniu odrozmiarów porów. Według Niesz i Tennery'ego [52] optymalna porowatośćimplan tu pow inna naśladować system Haversa i średnice porów powinnymieścić się w przedziale 50-250/ tm. Hulbert [50] stwierdził , że porowaty ko-rund przera sta tk anką kostn ą tylko do głębokości 1000 / tm . Badania p rzeras -tania prowadził także Pradecki [53], który stwierdził , że wrastanie tkankik< i s t n e j w tworzywo korundowe o porach o średnicy ok. 9 5 / t m było mini-malne. Większe pory j)ozwalały na wrastanie tkanki do głębokości 2000 / tm

w ciągu I tygo dni, ale pory o średnicach po wyżej 5 00 /tm tylko częściowowypełnione były tkanką kostną. Badania Klawittera [54] sugerują, że śred-n i c e porów powinny wynosić 1 0 0 - 1 3 5 / t m . Aktualn ie przy jmu je się, że oj>ty-inalno przerastanie tkanką kostną wykazują materiały o wielkościach porów1 0 0 - 5 0 0 / t m .

Porowatą strukturę materiałów ceramicznych można otrzymać różnymimetodami. Najstarsze z nich to metody dodatków, które w j>rocesie wy-palania. , wypłukiwania lub sublirnacji usunięte zostają z masy ceramicz-nej, pozostawiając określoną porowatość. Obecnie w tej metodzie stosujeMI; granula ty organiczne n jx z wosków syntetycznych , w ytwarzane w róż-nych rozmiarach umożliwiających uzyskanie ściśle określonych struktur po-rowatych. Metoda pianowa polega na mieszaniu proszku ceramicznego ze/. tucznie wytworzoną pianą, natomiast metody spieniania generalnie pole-

gają na wytworzeniu gazu spieniającego bądź gęstwę w czasie formowania,

bądź tworzywo w trakcie wypalania. Metody te nie dają jednak możliwościścisłej kontroli powstającej struktury porowatej. Inaczej jest , w wypadkumetody matrycy organicznej, w której gąbki polimerowe o określonej struk-



.'i.2. ( ' c n i i n i k a t l e n k o w a i w ęg l a n o w a

turze nasączane są gęstwą ceramiczną, w wynikli czego powstaje porowatymateriał o ściśle odwzorowanej strukturze porowatości.

Jednym z przykładów syntetycznego materiału porowatego do zasto-sowań medycznych są wytwarzane w Instytucie Szklą i Ceramiki w Warsza-wie - porowate implanty korundowe. Materiał ten został na początku lat 80-tych opracowany i wytworzony w skali laboratoryjnej w Politechnice Wroc-ławskiej przez zespół pracujący pod kierunkiem prof. Zbigniewa Świeckiego,zbadany rta zwierzętach w Katedrze Chirurgii Wydziału WeterynaryjnegoAR we Wrocławiu przez zespół prof. Ryszarda Badury, a wprowadzony dopraktyki klinicznej w Akademii Medycznej we Wrocławiu przez prof. JanaBieńka.

Technologia otrzymywania porowatych implantów korundowych polegana odlewaniu kształtek z masy zawierającej drobnoziarnisty tlenek glinu,roztwór wodny politlenochlorku glinu, t lenek magnezu i węglan wapniaKwaśny roztwór polit lenochlorku glinu neutralizowany tlenkiem magnezui węglanem wapnia przechodzi w żel sklejający ziarna tlenku glinu; j e d n o

cześnie rozkład węglanu wapnia tworzy porowatą mikrostrukturę surowychkszta łtek. K linicznie sprawdzone tworzywo składa się z: AI2O3 97,0%wag ,MgO - 2,5%wag., CaO 0,5%wag. Wstępne wypalenie kształte k w teinperatu rze P200° C pozwala n a przejście polit lenochlorku glinu w a AIjO.i,a wypał zasad niczy w temp erat urze 1730° C zapew nia mocne spieczenieścianek materiału porowatego [55]. Z wstępnie przygotowanych kształteknarzędziami diam entow ymi m ożna wycinać implanty o różnych k ształtac h

i rozmiarach, zależnie od m iejsca i funkcji jaką będą pełnić po wszczepie-niu [56].

Otrzymane w ten sposób implanty charakteryzują się porowatośeii) otwa rtą około 65-75%, (80% porów zawiera się pom iędzy 100-1500//iii ). Zarówno poro wato ść jak i wielkość porów tworz ą syste m analogiczny choc nnidentyczny - do struktury mineralnej kości gąbczastej. Pory ceramiki ina|i |wyraźnie sferyczny ksz tałt (rysunek 3.15.) , a jej ściany zbudowan e ;u| z, dolirze ukszta łtowan ych k ryształów korund u. Kanały łączące poty ii inteiialnmają średnią średnicę ok. 150/tm. Wytrzymałość mechaniczna tworzywa,w zależności od wielkości porowatości, wynosi: 10-16 MPa (na zginanie)i 20-30 MPa (na ściskanie), co zapewnia swobodę manipulacyjną w trakcieoperac j i .

Po przerośnięciu kością, jak to wykazały próby na zwierzętach doświad-czalnych, utworzony kompozyt podwyższa znacznie swoją wytrzymałość

mechaniczną (o ok. 70%), a jego moduł sprężystości (ok. 30 GPa) zrównu-je się z modułem części zbitej kości zapewniając właściwą współzależnośćbiomeehaniczną pomiędzy kością a wszczepem |57|.



.( I { io i i i a t e r i a ly e c n i i i i i c z a e

Rys. 3.15. Struktura porowatych implantów korundowych.

Badania biologiczne "in vwov biomateriału porowatego, prowadzone począt-kowo na królikach, a następnie na owcach wykazały, że niezmineralizowanesubstancje organiczne pojawiają się już po 3 dniach przebywania implan-tu w organizmie w jego zewnętrznych, ko ntaktu jących się z tkanką ko stnąporach. I 'o 6 tygodniach stopień wypełnienia porów przekracza 80%, po 16tygodniach przerośnięcie porów i mineralizacja kości są zakończone. W wy-pełnia jącej pory tkance kostnej widoczne są kanały Ilaversa i jamki kostne.Wykazano również, że w pory materiału wrasta ten typ kości, z którymwszczep się kontaktuje, co daje możliwość kontroli typu kości wrastającego

w pory biomateriału [58]. Badania w mikroskopie elektronowym wykazały•i i . le przywarcie wra staj ącej tkanki kostnej do powierzchni porów cerami-ki. Badania histochemiczne i histopatologiczne jednoznacznie wskazały naprawidłowy rozwój kostniriy i normalny proces gojenia ran [58]. Badaniakliniczne porowatej ceramiki korundowej zostały przeprowadzone międzyinnymi: w Oddziale Ortopedii Szpitala im. L. Rydygiera we Wrocławiu [60|i w Stołecznym Zespole Rehabilitacji w Konstancinie [61| .

Obecnie już kilkanaście ośrodków ortopedycznych w Polsce stosuje po-lowali ' implanty korundowe w swojej codziennej praktyce chirurgicznej.Ogólnn liczba wprowadzonych implantów sięga kilku tysięcy, przy czasieobserwacji niektórych przypadków dochodzącym do 20 lat. Z informacji odlekarzy wynika, że rany po oper acyj ne goją się przez rychłozros t, a w szcze-py ceramiczne ulegają prawidłowemu wgajaniu. Zauważono także, że poprawidłowo przeprowadzonych zabiegach można zmniejszyć o 1/3 - w sto-sunku do przeszczepów kostnych - okres unieruchomienia kończyn po zabie-

gach. Zmniejsza to szkody ponoszone przez organizm pacjenta i pozwala nawcześniejsze podjęcie intensywnego leczenia usprawnia jącego |02| . Porowate



. 'i .2 . (W arni ku, t lenkowa, i węgla now a

implanty korundowe stosowane są w ortopedii i traumnl.ologii między innymi: do wypełniania ubytków kostnych powstałych w następstwie usunieci a torbieli , przy wypełnianiu ubytków kostnych pooperacyjn ych (osteotoniia), jako wszczepy po urazowych lub chorobowych uszkodzeniach trzonówkręgów, jako wypełnienia ubytków ognisk nowotworowych, do korekcji osikończyn itp. Prowadzono również z powodzeniem próby kliniczne leczeniuubytków kości w chirurgii szczękowo-twarzowej [63| i otolaryngologii.

Porowate implanty korundowe - oprócz funkcji wypełniającej mogą rów-

nocześnie pełnić rolę nośnika środków farmakologicznych w terapiach miejscowych. Interdyscyplinarny zespół badaczy Instytutu Szkła i ( leramiki,Wojskowego Instytutu Higieny i Epidemiologii w Warszawie oraz AkademiiRolniczej i Akademii Med ycznej we Wrocławiu, w ramach projektu badawezego finansowanego przez Komitet Badań Naukowych opracował metodę otrzymywania, oraz przeprowadził badania kinetyki uwalnianiu i skulęczrtości przeciwbakteryjnej porowatych implantów korundowych zawiei n |/|eych antybiotyki [64], Opracowanym materiałem zainteresowane jesi s . -eiokie grono lekarzy. Pierwsze pozytywne jjróby zastosowania tych implantówmiały miejsce w Klinice Chirurgii Eksperymentalnej Akademii Medycznejwe Wrocławiu, w odniesieniu do przewlekłego zapalenia kości podudziu

3 . 2 . 5 . C e r a m i k a w ę g l a n o w a

Jedyną formą węglanu wapnia stosowaną obecnie w chirurgii kości są szkiele-ty koralowców rnadreporowych. Podejmuje się także próby otrzymania syn-tetycznych materiałów węglanowych do zastosowań iniplanfacyjtiyeh.

Węglany w apnia licznie występu ją w przyrodzie, aletn oga też byc o trzymywane sztucznie. Węglan wapnia występuje w formach |(>5| bezwodnych(kalcyt, aragonit, wateryt) , uwodnionych (CaCO^fil I jO , CuOO ;,ll >0) om.jako bezpostaciowy. T rwałe są bezwodne formy krystaliczne, i i w z< < gólności kalcyt i aragonit. Ich trygonalne postaci krystaliczne są zbudowniuz naprzemiennie występujących warstw jonów wapniowych i węglanowy' l iWarstwy jonowe w aragonicie są gęściej ułożono, co powoduje że je:,l onbardziej wytrzymały mechanicznie i twardszy. W przyrodzie aragonit je lrzadki i tworzy formy skalne o mniejszych krysz tałach niż kalcyt. Złożone zdrobnych kryształów kalcytu wapienie należą do pospolitych skal i tworząwiele pasm górskich. Występowanie aragonitu na lądzie jest rzadkie. Wy tri)ca się z gorących źródeł. Aragonit pochodzenia organicznego występuje w

ciepłych morzach i oceanach.Największym n agromadz eniem natura lnego arago nitu są. raly koralowe

i produkt ich wietrzenia w postaci piasku koralowego. Koralowce - to zwie



III)IHI , 'i. Uiomate riały ceramiczne

r/eta należące do gromady jamochłonów typu parzydełkowców, występują-ce w postaci rurkow atych polipów. Korale sześeiopromienne stanow ią pod-grotuadę jamochłonów w gromadzie; koralowców. Korale sześeiopromiennestanowią ok. 75% wszystkich koralowców. Korale madreporowe, zaliczanedo korali rafowych, wchodzą w skład korali sześciopromiennych. W składziechemicznym szkieletów koralowców madreporowych przeważa węglan wap-niowy w postaci aragon itu (97-99%). Pozostałymi składnik ami w ażnymize względu na zastosowania medyczne są: stront, magnez i potas (0,5%),fosforany (0,05%) i woda (0,5%) [66]. Koralowce z gatunku Porites m a j ąpory o średnicy zbliżonej do '200/nn, a Goniopora od 250 do 600/im. Ichporowatość dochodzi dla Porites do 65%, a dla Goniopora do 75%. Pory tetworzą zespoły połączonych ze sobą rurek. Cechy te powodują, że szkieletykoralowców przerastają pełnowartościową fizjologicznie tkanką kostną |67| .Bardzo istotną ich właściwością jest też to, że pod wpływem enzymu - an-hydrazy węglanowej, aktywnej w naturalnym procesie przebudowy kości -ulegają resorpcji i są zastępowane tkanką kostną. Szybkość resorpcji dob-rze dopasowuje się do dynamiki przebudowy kości, co powoduje całkowitąprzemianę implantu w nową tkankę zastępującą ubytek.

1 ' ierwszc próby zastosowania szkieletu koralowców madreporowych jakobiows/ezepy przeprowad ził G uillemin [68]. Te wstępne badan ia wykazały do-la.) tole rancję tkankow ą koralowca zarówno w mięśniach jak i w tkance kost-ne] Dalszo prace prowadz one były na zwierzętach doświadczalnych (psy)z użyciem czterech gatunków koralowców: Porites, Goniopora, Lobophylliai l''avrlt s. Wykazały one, że stopień resorpcji szkieletu koralowca jest w za-. idzie niezależny od jego gatunku, natomiast zależy od porowatości, gęstości

właściwej i od miejsc a jego wszczepien ia. Ba dan ia powyższe wykaz ały, żeszkielety koralowców mogą być użytecznym biomateriałem do uzupełnianiaubytkćtw tkanki kostnej [69]. Kolejne badania tego autora [70], prowadzonena świniach i owcach, dotyczyły wyboru gatunku koralowca do zastosowańklinicznych. Stwierdzono, że korzystnie jest dobierać strukturę szkieletu ko-i alowca do struktury kości, którą się chce wypełniać. W tym doświadczeniuwszczepy z gatunku Porites resorbowały się szybciej i szybciej zastępowanebyły nową tkanką kostną niż wszczepy Acropora. Badania potwierdziły teżwcześniejsze przypuszczenia o tym, że szkielety koralowca są materiałempobudzającym procesy kościotworzenia. Badania porównawcze na świnkachmorskich prowadzone przez Ouhayoun'a |71| potwierdziły, że w odróżnieniuod wszczepów z hydroksyapatytu szkielety koralowców są biomateriałem o

działaniu osteogenicznyin. Dalsze badania nad mechanizmem tworzenia nagranicy wszczepów koralowych i porowatych wszczepów hy droks yapa tyto-wyeli prowadził na szczurach Ohgushi |72|. Potwierdził on bioaktywność



. 'i .2 . ( ' rn uri ikn t lenkow i! i węc. lf inowii

wszczepów z węglanu wapnia. Podobne badania prowadzili także Irigaray|73| i Voigt, |74|. Natomiast Fricain |75| badał i c s o i pi ji; i tworzenie nowejtkanki kostnej po wszczepieniu szkieletu koralowca oraz kalcytu powstałegoprzez obróbkę termiczną koralowca. Fksperytnent ten wykazał, że zarównokoralowiec jak i kalcyt z niego powstały, wszczepione do kości udowej królika są stopniowo resorbowarie i zastępowane kością, a zjawisko to jest. niez-nacznie wolniejsze dla kalcytu. Bardzo interesujące badania przeprowadziłShahgaldi [76), który wykazał, że koralowiec wszczepiony w okolice chrząstkiulega resorpcji , a na jego miejsce powstaje tkanka chrzęstna anatomicznie

bardzo podobna do chrząstki macierzystej..Jedynym dostępnym obecnie na rynku materiałem do wypełniania uby-

tków kości wytwarzanym ze szkieletów koralowców jest BK)('()l( Al, 30 (IN()TEB, St.-Gonnery, Francja) [67].

Rosnące zapotrzebowanie na syntetyczne materiały resorbownlnc <lozastosowania w chirurgii kości skłoniły badaczy Zakładu Badawczo Piodukcyjnego Bioceramiki Instytutu Szkła i Ceramiki w Warszawie tło prainad ot rzym aniem syntetyczn ego w ęglanu wapn ia o jakości m edycznej |VV|

W pie rwszym e tap ie p rowadzono badania nad n isko tempera turowymspiekaniem węglanu wapnia. Okazało się, że najlepsze rezultaty uzyskuje sięstosując strącany aragonit jako materiał wyjściowy. Jego duża reaktywnośći zastosowane dodatki z gruj)y głównie soli litowych pozwoliły na uzyska-nie tworzywa o średniej gęstości pozornej do 2,47 g/cm' 1 (co stanowi ponad 92% gęstości teoretycznej) i wytrzymałości mechanicznej na ściskanie

do 170 MPa. Materiał formowano klasyczną metodą prasowania osiowegoi wypala no w atmosferze powietrza w temp. do 550 O.

W podobny sposób otrzymano syntetyczny biomateriał węglanowo losforanowy, gdzie dodatek fosforanu trójwapniowego polepsza zdolności materiału do pobudzania tworzenia nowej tkanki kostnej. Tworzywo takie cliurak ter yz uje się nieco niższą gęstością poz orną (2,29 g/cm ) i co za tym idzutakże niższą wytrzymałością na ściskanie (ok. 100 MPa). Jest to zupełniewystarczające do użycia go jako materiału naprawczego kości w miejscacho działaniu nawet znacznych sił ściskających (np. osteotomie korekcyjne,stabilizacja kręgów, wzmocnienia stropu panewki stawu biodrowego itp.) .

Opracow ano także meto dę otrzymyw ania opartych na węglanie wapnia materiałów porowatych. Do uzyskania porowatej stru ktu ry zastoso-wano metodę matr yc organicznych w postaci gąbek poliuretanow ych, ktora umożliwia uzyskanie materiałów o porowatości powyżej 70% i kontrolowanej wielkości porów w zakresie 100-2000/im (rys.3.1 (>.). Wytrzymałośćmecha niczna na ściskanie takich m ateriałów w ogromnym stopniu zależy o<|porowatości otwa rtej i wynosi od kilku do kilkunastu MPa.



.1 Mioi iui lc i iuly icra111 ii zi ic

Rys. 3.16. Struktura porowatego biomateriału węglanowego.

Porowate biomateriały węglanowe są doskonałym materiałem do uzupełnia-nia ubytków kości, a ich stały proces resorpcji jest dostarczycielem jonówwapniowych Ca 2 + , niezbędnych w procesie tworzenia nowej tkanki kostnej.Prowadzi się także prace nad wykorzystaniem porowatych biomateriałówwęglanowych jako nośników leków w miejscowych terapiach farmakologicz-

Cała grupa materiałów opartych na węglanie wapnia jest przedmiotemzgłoszenia patentowego. Poddawana jest także dalszym badaniom ekspery-mentalnym |78| . Wstępne testy zgodności biologicznej biomateriałów węgla-iii >wych pozw alają mieć nadzieję, że staną się one w rękach lekarzy kolejnym,ważnym materiałem do leczenia chorób kości.

3 . 2 . ( i . Z a k o ń c z e n i e

Rosnące coraz bardziej wymagania wobec wszelkiego rodzaju protez stymu-lują intensywne badania nad polepszeniem właściwości i możliwości zasto-sowania ceramicznych materiałów implantacyjnych.

Wysiłki te skupiają się na opracowaniu nowych metod wytwarzania,zapewniających coraz większą niezawodność elementów ceramicznych. Pro-wadzi się próby modyfikacji składów chemicznych, fazowych i struktural-nych tworzyw tlenkowych, tak aby uzyskać odpowiednią jakość powierzchnii dużą precyzję kształtu ceramicznych elementów protez stawowych. Się-ga się także do nowych, nieznanych dotąd materiałów - głównie tlenkówmieszanych, wykorzystując ich niekiedy unikalne właściwości.

Innym zagadnieniem są próby polepszenia zgodności biologicznej cera-

miki tlenkowej, a także modyfikacji mechanizmów ich łączenia się z tkanka-mi organizmu. W tym przypadku największe nadzieje pokłada się w kon-trolowanych zmianach właściwości powierzchni, głównie poprzez nakładanie



IUibliogriifin

warstw materiałów zapewnia. jąeych dolne połączenie iinplantii z tkankami.Szczególną rolę odg ryw ają tu szklą bioaktywno i grup a materiałów opartychna fosforanie wapnia. Natomiast, techniki utwar dzania powierzchni implautów przyczyniają się do obniżenia szybkości zużycia elementów trących, atakże polepszenia ich właściwości trybologicznyeh.

Wszystkie te działania prowadzą do otrzymania protez coraz lepiej od-twarzających naturalne funkcje fizjologiczne, co rna ogromne znaczenie dlawszystkich pacjentów, u których zastępuje się elementy naturalne sztucznymi .


[1] Hulbert S.F. , Klawitter J .J . : Ceramics as a naw approaeh In lin napronernent of artificial joints, w: Advances in Artifieial Ibp and KucJoint Technology, Engineering in Medicine vol. 2, Springn, l lcil in1976, 287-293

[2] Kawahara 11. i inni: Single crystal alurn ina for denl.nl nnplmih, mulbone screws. J. Biomed. Mater. Res. 1980, 14, 597-606

[3] Gitzen W.1:1. (red.) Alurnina as a Ceramic Materiał. American ( 'eramic Society, Columbus, OH

[4] Dórre E., Dawihl W.: Ceramic hip endoprosthesis, w: llastings and

Williams 1980, 113-127[5] Willmarm G.: Norrnen fur keramische Implantal.e , Keratnische '/cii

schrift 1996, 48, 4, 306-313

[6| Dawihl W., Dórre E.: Evaluation of biomaleritds, John Wilrv X onLtd. , Chichester (1980) 239-245

[7| Semlitsch M. i inni: Neru prospeets Jor a prolonged fiim iioind li/tpan of artificial hip joints by using the materiał comlnnaiiini gidi/rlliylene/aluminium oxi.de ceramic/m etal, J. Biomed. Matei . Mes 197711, 537-552

[8| F rakes J. T i inni: Delayed failure and agi.ng of porous alurnina III walriand physiologieal media. Am. Cer. Soc. Buli. 1974 , 53, 183-187

|9| Chen C.F., l<nap]> W.J.: l'\il,igue Jracturc of an alurnina ceramics als cv eral tempera tu res, w: 1'Yacturc Mechanics ol Ceramics vol. 2. I 'I rrium, New York, 197 I, 091-70 7



Uililio|;riilia I

|23| Dórre- lv: Problemu conccrning lin nuhinlrinl pindnehon of alurninaceramic compon ents for hip joint prosili esc. Hioccramics and tlie Iluinari Body, Elsevier Applied Seienee l!)!)l, 151-Kil)

|24] 28.0oni.shi II. i inni: Cernenlless alurnina ceramic l.otal hriec pmsthesis.Orthopaedic Ceramic Implant,s 1982, 1, 157-160

[25] Inoue II. i inni: Follow-up study of alurnina ceramic (KO-1 type) replacemerits. w: Materiały z lst International Symposiurn on Ceramics

in Medicine, Ishiyaku EuroAmerica Inc. 1988, 301-307

[26| Ukon Y. i inni: Clinical ezperience of KOM type cenienil.ess aluniinaceramic artificial an kle joint. Orthopaedic Ceramic Implant:, li, I98(i,125-129

[27| Murasawa A. i inni: Indication and its limit of ceramic prosthesis ftnrheurnatoid elbows. Ort hop aed ic Ceram ic Impla nts 1985, 5, 13 19

[28] Yoshikawa H. i inni: To tal shoulder replacement willi cc ram te prostheses following the Tikhoff-Linberg procedure. Orthopaedic CeramicImplants 1983, 1, 113-116

[29] Moritani M. i inni: Ceramics-to-H DP total wrist joint prosthesis. Orthopaedic Ceramic Implants 1982, 2, 147-150

[30] Soi K. i inni: Ezpeńm.ental and Clinical studies of aluminn ceramicfinger implants. Orthopedic , 2

[31 j Yarnagami A.: Single-ery stal alurnina derital implant l:> yeai foliowing-ups and stalislical eza minalion. w: Materiały /. l st Intern at innal Symposiurn on Ceramics in Medicine, Ishiyaku KurnAiiu-ncn lin1988, 332-337

|32] Schulte W.: The FRJALIT Tubingen Implant System, w ():.:.<•<•

Integrated Implants vol. II , Implants in Oral and 10NT Singery, ( 11 'Press, Boca Raton, Florida 1990, 12-32

133] Jahnke K.: Otologie surgery with aluminium oxi.de. ceramic impla.nls.w: Biornaterials in Otology, Martinus NijhoH, 1984, 205-209

|31| .Jahnke K. i inni: Osseo-inlegrated implants in olhorinolaryn.gology. wOsseo-lnt.egrated Implants vol. II , Implants in Oral and PN I 'Surgery,CrC Press, Boca Halon, Plorida 1990, 287



.'i. I iionml n i a I v icniliiiiziK'

|35| Okudcra II. i inni: Ncnrosnrtfiml appliaitions oj alurnina ceramic im -planta. w: Materiały z lst , International Symposiurn on Ceramics inMedicin e, Ish iyaku Kuro Ame rica Inc. 1988, 320-325

|36] Polack F.M., Heimke G.: Ceramic keratoprostheses. Ophtha lmology ,1980, 87,693

|37| Ca r vi R.C . i inni: Biocomp atibility of magnesium partially sta bilisedńrconia (Mg-PSZ ceramics). J. Mat Sci. 1984, 19, 3224

|38| lleimke C., Clastechn. Ber., 52, 1979, 63

|39| Carvie R.C. w: Iligh Temperaturze Ozides, czeo a 11 red. A .M. Alper(Academic Press, 1979) 117

|40| Ca rvi c R.C. i inni, N atur ę, 258, 1975, 703

| II j Burger W. i Willman C. , w: Biocerarnics vol. 6 red. P. Ducheyne i D.Christiansen (Butterworth-IIeinemann Ltd. 1993), 299

|42| I )ransfield CLP. i inni: The superior ageing properties of a plasmasgnthesised, ytria coated ceramics. 7-th CIMTEC, Montecatini, 1990

|43| l.awson S. i inni: Ageing studi.es of novel Y-TZPs. Third Euro-(/'eramics vol. 1993, 3, 507-512

| I l| S uto 1'.. Shi ma da M.: Transforma tion of ytria-dopped zirconia. poly-crystals by annealing in water. ,J. Am. Cer. Soc. 68, 1985, 356-359

| I5 | Drurnmo nd J.L. : Ageing struły of magnesia stabilised zirconia. w: Bio-cerarnics, vol.3, red. l lulbcrt J .E. i Hulbert S.F. (Rose-Ilulman Insti-tute of Technology, Terre Ilaute, IN, 1992)

| Ki| St reicher R.M. i inni: Articulation of ceramic surfaces against polyet-hylcne. w: Biocerarnics and the Humań Body, red. A. Ravaglioli i A.Krajewski (Klsevier Applied Sciences 1991), 118-123

| l / | Sudane se A. i inni: Aluminium vs. zirconiurn oxi.de: A cornp arativewear test. Ma teriały i Symp ozjum : Ceramika w Medycynie (IshiyakuKuro A mer inc. 1988) 237-240

| 18| Cal es li. i Peille C.N .: lladioa.ctwc properties of ceramic hip jointhcads. Materia ły i Sym pozjum : Ceramika w Medycynie (Ishiyaku Ku-roAmer inc. P)88) 152-155



Hililiognilia

|49| Cicur S. i inni: Iładioaclimly of fnnoral head oj licowa ccramtcs.Biocerarnics, vol.3, red. I I I I I I K T I . J . K . I 111111 >< * t SI (Rosc I lulmariInstitute of Technology, Terre llautc, IN, 1992) 3(»7-.*i71

[501 Swięcki Z., Rosiek (!., Bieniek .).: Porowata ceramika korundowa wBiom ateriały i biominera lizacja pod red. A. Szymańskiego. PW N,Warszawa 1991, 209-220.

[511 Ilulbert S.F. i inni: Tissue reaction to three ceramics of porous an d

non-porous strucLures. ,1. Biomed. Mater. Res. 1972, (i, 347-374[52] Niesz D.E., Tennery V.J.: Ceramics for prosthetic application or

thopedic, dental and cardiomscular. Mat. and Cerarn. Inlbrni. (!enteiMCfC - 74 - 21, 1974

[53] Pradecki P. i inni: Kinetics of bone growth into cylindrical chanin /• III

aluminium , oxi.de and litaniurn. J. Biomed. Mater. Res., 197'.!, li, 37.'•

[54] Klawitter J .J . , i lulbert S.F. : Application of porous ceramics fot linattachrnent of load bearing inlernal orthopedic a pplications. BiomedMater. Res. Symp., 1971, 2, 161-229

[55] Bieniek J., Rosiek G., Swięcki Z.: Sposób otrzymywania, porowategoceramicznego materiału ortopedycznego - Patent Nr 107161.

[56] Katalog wyrobów Porowate implanty korundowe - materiały informa-cyjn e Zakła du Badaw czo-Prod ukcyjnego Bioceramiki Insty tutu Szkląi Ceramiki, 2001

[57] Swięcki Z.: Bioceramika dla ortopedii - IPPT PAN. Warszawa 1993

|58] Rosiek G, Miksiewicz C., Bieniek J.: Behamour of a eormidnm poroamateriał in a Iruing organism - Part 1 - Szkło i ( 'eramikn (Aeln < '<rarnica), 1984, 2, 41-44

|59] Swięcki Z. i inn i: Interaction between ceramic materiał and bone li.ssai- Szkło i Ceramika, 6, 1993, 11-17

|60] Miksiewicz C., Rosiek G., Bieniek ,P: Możliwość zastosowania porowatego materiału korundoweg o w chirurgii naprawczej kości - i Koiilorencja "Mineralogia a medycyna", ACII Kraków, 1983, 17-1!).

[611 Ki wer s ki .).: Złamania •.miażdżeniowe kręgów szyjnych - Chir. Nar/..Ruchu Ortop. Pol. 1992, HVII, 1,5,6, 301-305



I7H .'! . Hio ina t iT iuly ic ra in i i / i ic

|(>2| Bien iek ,)., O lesz kie w icz L.: Forowała ceramika korundowa w zastoso-waniu klinicznym- Chir. Nur/. Ruchu Ortop. Pol. 5, 1985

|63| Polesiński Z. i inni: Porowate implanty korundowe jako nośniki leków.Materiały z Jłl Sympozjum JOP 2001, Białystok 2001, 193-202

|(il | Pogorzelska-Stronczak B.: Zastosowanie porowatej ceramiki korun-dowej do wypełniania po torbielowych ubytków w kościach szczęk -Ozas. Stornat., 1994, XLVII, 9

|(i,'i| Weiner S., Addadi L.: Design strategies in mineralised biological ma-tcrials, J. M at. Che m., 7, 1997, G89 - 702

|(i(i| Soost D. i inni: Naturliches korallines Kalciumka rbonat ais alternatw-cr 1'Jrsatz bei knochernen Dejakten des Schiidels, Mund-, Kiefer- undOcsichtschirurgie 1998, 2, 2, 96-99

|f>7*| Loty B. et al.: Utilisation du corail en chirurgie osseuse. Resul ta tsapres 4 ans d 'util isation, Int. Orthop. ŚICOT,, 14, 1990, 255 - 259

|(>8| Ouillernin G.: Contribution a 1'etude du deuenir d'un fragment dosąuelette de corail rnadreporaire implante dans la diaphyse des os longschez le chien, 1981, Tłiesis, Paris

|fi')| Ouillernin G. i inni: The use of coral as a bone graft substitute, J .Biomed. Mat. Res. 1987, 21, 557-567

|7l)| Ouillernin G. i inni: Compa rison of coral resorption and bone appo-sition with Iwo natural co rals of different po rositi.es, J . Biomed. Mat.Res. 1989, 23, 765-779

|7I | Ouhay oun J.P . i inni: Histological eualualion of natural coral skeletorias a grafting materiał in miniaturę swine mand ible, J. Mat. Sci. Mat.Med. 1992, 3, 222-228

|72| Oghu shi II. i inni: Bone form.at.ion process in porous calcium carbonateand hydrozyapatite, J. Biomed. Mat. Res. 1992, 26, 885-895

|73| Irigaray J.L . i inni: Comp arison of the ossification kinetics a fter im-planlation of a radioactwated coral and natural coral, J. Mat. Sci. Mat.Med. 1995, 6, 230-234

|7 l| Voigt, ('. i inni: Substitution of natural c oral by cortical bone and bonemarrow in the rat femur (Part I), ,!. Mat. Sci. Mat. Med. 1994, 5,(588-691



.' i.. 'i . ( ' e i r i c i i l y k o s t n e i s t o m a t o l o g i c z n e

1751 1'Yieairi J.C. i inni: ('(yinparison. oj rcsorplton and luno condnciion ojiwo ('a C0:\ honcsuhsl.iial.es, Bioc erarnic s vol. II) ed. L. Sedel, (' . lioy ,1997

|7G| Shahgaldi B.F.: Coral gra.fl restoration of ost.eochond.ral dcfecls, li mmaterias 1998, 19, 205-213

(77) Jaegermann Z. i inni: Wstępne badania nad wytworzeniem , implantówz węglanu wapnia, Sprawozdanie z działalności statutow ej Instytu tuSzkła i Ceramiki, Warszawa, 1998

|78| Wyniki badań projektu badawczego pt: Wytwarzanie, implantów opartych na związkach wapnia, służących do wypełniania ubytków tkankikostnej" nr 7T08D 053 99C/4458 finansowanego przez KUN, 201)1(n iepublikowane)

3 . 3 . C e m e n t y k o s t n e i s t o m a t o l o g i c z n e [Z b i g n i e w I N d e si ri sk i ,J o a n n a K a r a ś ] 2 )

3 . 3 . 1 . W p r o w a d z e n i e

Współczesna chirurgia kostna i stomatologia korzystają w codziennej prak-tyce z bioma teriałów określanych jak o cementy. Kun keje, jakie spe łnia jąte biomateriały w tak różnych zastosowaniach są zbliżone. Cementy kostne

stosowane w ortopedii służą do mocowania endoprotez stawów, niektóre zaścementy stosowane w stomatologii służą do mocowania stałych uzupełnieńprotetyczny ch. Podobn ie cementy kostne są stosowane w ortoped ii , kraiiioplastyce, a także w chirurgii szczękowo-twarzowej do wypełnień ubytkówkostnych.

Generalnie wszystkie cementy mają jedną wspólną c e c h ę :,ą pmdul,t .ami dwusk ładnikow ymi, z których po wymieszaniu po wstaj e mi< anilinumieszczana n astępnie w miejscu przeznaczenia. Proces ich wiązania achodzi więc in situ. Różnią się jedynie mechanizmem ich wiązania < 'eiucntyakrylanowe stosowane w chirurgii kostnej utwardzane są, w wyniku reakcjipolimeryzacji , zaś cementy stosowane w stomatologii , jak szkło jotioinerowe,cynkowo-fosforanowe czy krzemianowe twardnieją w wyniku reakcji kwn.sow( (-zasadow ej.

Z racji różnego ich przeznaczenia cementy powinny spełniać różne wynlogi i posiadać odpowiednie właściwości fizykochemiczne, co przedstawia

się poniżej.

Mnstytul S/.kln i Ceramiki w Wars/awic, ul. Postępu !), Oti (i7(i Warszawa



Ji.,'t- C\'lnc-lIt.y kostne i Kloliliilolo^icznc I H I

Obecnie zarówno do mocowania m etalowych protez w ortopedii jaki w innych zastosowaniach chirurgicznych stosuje się cement, akrylanowy.Jest to materia! obojętny, który nie tworzy wiązania chemicznego z kością.Połączenie między cementem i kością oraz między cementem i protezą jesttylko mechaniczne. Pomimo wielu dobrych rezultatów związanych z samymprzebiegiem opera cyjny m i dobrym i początkowymi rez ultatam i związanymiz mocowaniem protezy spotyka się wiele problemów związanych ze złymmechanicznym zachowaniem się cemen tu. W takich sytuacja ch wy stępujepotrzeba powtórne j operac j i .

W roku 1979 została ustanowiona norma ISO 5833 u Implants for sun/cry- Acrylic resin cem ents". Z bada ń własności mechanicznych cementów taedycja normy obejmowała jedynie badanie wytrzymałości na ściskanie. I >okolejnego wydania tej norm y z 1992r. wprowadzono również badanie ws i i zymałości na zginan ie i ozna czan ie m od ułu zginan ia [1|. Wg normy IN< ) 5N33czas trwania plastyczności powinien wynosić max. 5 min, a czas utw ardzaniuod 3 do 15 min. W przypadku dozowania ze strzykawek czas utwn.idz.unlncementu powinien mieścić się w zakresie 6,5 - 15 min. Dla chirurgu istotnyjest szczególnie czas trwania plastyczności cementu wskazujący, w którymmomencie od połączenia jego składników chirurg powinien umieścić cenieniw miejscu przeznaczenia i umocować endoprotezę. Jeżeli czas trwania stanuplastycznego jest zbyt krótki, a lepkość zbyt dużą, wówczas mogą wystąpićkompl ikac je podczas operac j i . Maksymalna tempera tura po l imeryzac j i n iepowinna przek roczyć 90° C. Cement do mocowan ia endopro tez wg normy

ISO 5833 powinien spełniać następujące wymagania:

wytrzymałość na ściskanie min. 70 MPa,

wytrzymałość na zginanie min. 50 MPa,

moduł zginania min. 1800 MPa.

Biom ateria ły, w tym cem enty wszczepiane; do kości w celu jej odbudowy lubjako wypełnienia ubytków, powinny wykazywać działanie osteokoiulukiywne, osteoindukcyjne oraz osteogenne. Praktyka kliniczna określa następującewymagania dla cementów do ubytków kostnych |2 | :

początkowy czas wiązania powinien być dłuższy niż, 3 min, a krótszyniż 8 min,

cem ent p owinien zw iązać w czasie krótszym niż 15 min,

czas kohezji, czyli czas po upływie którego nie zachodzi rozpad podczas kontaktu z płynem lizjologicznym, powinien być co najmniej Iminutę krótszy od początkowego czasu wiązania, gdyż przynajmniej I



. ' i . B i o m a t e r i a ł y c e r a m i c z n e

miimt.ii pot r z e bna j e st , do na łoże nia i u formow a nia ma te r i a łu podc z a sz a bie gu ope ra c y jne go ,

minimalna wytrzymałość na śc iskanie jaką powinien wykazywać zwią-z a ny c e me nt okre ś lona j e s t na poz iomie 30 MPa .

Z wymienionych właściwości wynika jasno, że cement powinien być apl iko-wany w mie jsce przeznaczenia po upływie czasu kohezj i , a le przed upływempoczątkowego czasu wiązania . Praktyka kl iniczna wskazuje , że czas wiązanianie powinien być dłuższy niż 15 min. Wymóg odnośnie wytrzymałości nac i s ka nie c e me ntów do w ype łn ia n ia ubytków kos tnyc h z os ta ł us t a lony na

poz iomie c o na jmnie j 30 MPa . Ce me nt j e s t bow ie m umie s z c z a ny w kośc igąbc z a s te j , k tóra pos ia da w yt r z yma łość na śc i s ka nie na t a k im poz iomie .

3 . 3 . 3 . C e m e n t y a k r y l a n o w e

3 . 3 . 3 .1 . C l i e m i z m i m e c h a n i z m w i ą z a n i a c e m e n t ó w a k r y l a n o w y c h

Od wie lu la t powszechnie wytwarzane i s tosowane w świec ie cementy kos tne ,w l iczbie ki lkudzies ięc iu, są pol imerami metakrylanu metylu. Aby je zas to-sować, mieszanina jes t przygotowywana z proszku i płynu, co zwykle wyko-n u j e z e s pół ope ra c y jny . G dy mie s z a n ina pos ia da s tos unkow o ma łą l e pkośćjes t, ona . umie s z c z a na w mie j s c u prz e z na c z e nia , gdz ie po l im e ryz a c ja pow inn a

ię z a końc z yć . J e dna kże n ie można w y tw a rz a ć c e me ntów a kry la now yc h ty lkow opa rc iu o monom e r MM A . Wów c z a s po l ime ryz a c ja t rw a ła by z byt d ługo ,

/a:, skurcz | >ol i i ne ryz a c yjny by łby ba rdz o duży - na w e t do ' 21%. Pona dtote mpe ra tura c e me ntu mogła by w z ros nąć na w e t do 100 C . Z tyc h w z glę-dów c e me nty s ą ofe row a ne j a ko dw us kła dnikow e produkty s k ła da jąc e s ię zodpow ie dnie go pros z ku i p łynu . Poz w a la to na z na c z ne ogra n ic z e n ie n ie do-godności ich s tosowania , tabe la 3.13. przeds tawia zasadniczy skład chemi-czny różnych komercyjnie dos tępnych cementów kostnych [3] .

I ' ros z e k używ a ny do c e me ntu kos tne go z a w ie ra po l ime r w pos ta c i d rob-nych kulek o średnic y od 1 do 12 5/im , które ła two ro zpu szc za ją s ię w mo-nomerze MMA. Tworzy s ię w ten sposób prepolimer , s tosowanie któregoz na c z ąc o obniża z a rów no s kurc z po l i rne ryz a c yjny j a k i t e mpe ra turę r e a kc j i .

Na podstawie szczegółowej ana l izy składu chemicznego różnych cemen-tów kosi nych dostępnych w handlu można sformułować nas tępujące wnioski :

po l ime row e kompone nty c e me ntów kos tnyc h z w ykle z a w ie ra ją po l i -(me t . a kry la n me ty lu) i / l ub kopol ime ry (me ta kry la nu me ty lu i s ty r e nu)

lub kopol ime ry (m e ta kry la nu me ty lu i a kry la nu m e ty lu) . Rz a dko s po-tyka się c e me nty z a w ie ra jąc e w pros z ku kopol ime r (me ta kry la n u me ty-lu i met ,akrylanu e tylohek sylu) . Wy twarza s ię też spora dyc znie cem cri-



.'i..'i. ( ' e i r i c i i l y k o s t n e i s t o m a t o l o g i c z n e

N a z w a p r o d u k t u5 |% 8-r 1 °U tgau

(•A

8V-a

- i

f ifl C Mg i *

1 f ' ^-6 «

P r o d u c e n t D c P u yM e r c k

S l I i c i i i i o

Pl o u g l il I o w i n c d i L i i Zu i n n c i

I—I M i s a !% ! -10 -10 40 40OhCSS

p o l i ( m e t a k r y l a n m e t y l u ) 88,8? - 15,0 89,25Spo \

- 3

k o p o l i m e r ( s t y r e n u i

m e t a k r y l a n u m e t y l u )

- 8 3 , 5 5 73,5 "

tyj2 n a d t l e n e k b e n z o i l u 2, 0 0.5-1,6 1,5 0,75o .•o s i a r c z a n b a r o w y 9,10 - 10,0 10.0ca

3co

d w u t l e n e k c y r k o n ub a r w n i k

- 15,0chlorof i l

• •

M a s a / g / l u b o b j ę t o ś ć / m l / IS g 20 ml 20 nil 20 nil

m e t a k r y l a m e t y l u 98,215[% wag. ]

&>$>[% obj.] 9 7 , 1|% obj ]

07 2*i % ; . I , J i

N , N - d i m e t y l o - p - t o l u i d y n a 0.816[% wag. )

2.02|% obj . |

2,62[% obj . ]

2.7*I"

1o .

h y d r o c h i n o n 15-20Ippni]

k a l ed a n y c h

7 5 4 1 0| p p m |

751 10| p p m |

t 3

5/1

a l k o h o l e t y l o w y

k w a s a s k o r b i n o w y

b a r w n i k

0,945|% wag. ]

0,022]% wag. ]

clilorofd0.002

[ % w a g . |

-

•

Tab. 3.13. Skład chemiczny czterech handlowych cementów kostnych .

ty zawierające w proszku kopolimer (metakrylanu metylu i nietaktyłanu n-bu ty lu) ,

proszki wszystkich cementów kostnych zawierają ponadto nadtlenekbenzoilu jako inicjator polimeryzacji rodnikowej, . lego zawai Iom wproszkach wynosi od 0,75 do 2,7% wag.,

proszki zawierają dające kontrast radiologiczny środki w postaci sialczarni baru lub dwutlenku cyrkonu w ilości 8-15% wag., a przeciętnieok. 10% wag.,

płyny zawierają monomer metakrylanu metylu (MMA). Jeden z nichponad to zawiera monomer w pos tac i metakry lanu n-bu ty lu ( l iuMA),

wszystkie płyny - poza jednym wyjątkiem, zawierają jako aktywaloitrzeciorzędową aminę N,N-diinetylo-p-toluidyrię (DmpT). Jej zawaitośó w płynach wynosi od 0,74 do 2,70% wag.,



IH I ,'i. U i o m a t e r i a ł y c e r a m i c z n e

płyny zawierają ponadto stabilizatory procesu polimeryzacji jak np.hydrochinon i kwas askorbinowy,

we wszystkich cementach proszek jest mieszany z płynem w proporcjiwagowej 2:1 lub różniącej się od niej nieznacznie,

cementy nielicznych producentów po związaniu są zabarwione na kolorzielony z powodu dodatku chlorofilu do proszku i/ lub płynu,

niektóre cementy zawierają w swoim składzie antybiotyki.

A kry łanowe cementy kostne są utwardza ne p o zmieszaniu obydwu skład-ników w wyniku polimeryzacji rodnikowej. Nadtlenek benzoilu dodawanydo proszku i N,N-dimetylo-p-toluidyna dodawana do płynu tworzą systemi n i c j a c j i procesu rodnikowej polimeryzacji przez wytworzenie wolnych rod-ników. Reakcji polimeryzacji towarzyszy, oprócz wzrostu lepkości równieżwzrost temperatury cementu. Związane jest to z egzotermicznością reakcji ,w której z 1 mola MMA uwalniana jest energia 52 kJ (13 kcal) .

Jak wspomniano cementy kostne zawierają środki wprowadzające kon-trast. radiologiczny, takie jak siarczan baru i dwutlenek cyrkonu w ilości8- 15%wag., co powoduje niewielki spadek wytrzymałości mechanicznej ce-mentu. Jednakże kompromis powinien być osiągnięty pomiędzy uzyskaniemdost atecznego kontra stowan ia cementu w kontrolnych badania ch radiologi-e/.nyeh a możliwym obniżeniem jego mechanicznej w ytrzyma łości. Najlepsz eo11'kl \ kontrastow ania d aj e wprowadzanie dwu tlenk u cyrkonu. W rezultaciecementy o niższej zawartości ZrC>2 dają lepszy kontrast radiologiczny niż

cementy o wyższej zawartości siarczanu baru.Ponadto do niektórych cementów wprowadza się antybiotyki dla pro-

I i lak ty ki lub terapii powikłań infekcyjnych po operacjach wszczepienia en-doprotez. Uwalnianie antybiotyków następuje w drodze dyfuzji , która jestściśle związana z penetracją płynów do cementu, jego porowatością i gład-kości;; powierzchni [4]. Z badań kinetyki uwalniania gentamycyny z sześ-ciu cementów wynika, że początkowa ilość uwolnionej gentamycyny zależyod gładkości powierzchni cementu zaś całkowita od porowatości. W celuprzedłużenia albo ograniczenia uwalniania gentamycyny z cementów PM-MA należy zmienić skład polimeru i sposób mieszania, gdyż wpływa to naporowatość. O wyborze odpowiednich antybiotyków do cementów PMMAdecyduje ich termiczna i chemiczna stabilność w stosunku do monomerów.Podczas polimeryzacji przebiegającej z tak wysokim wzrostem temperatu-ry antybiotyk nic może ulec arii dezaktywacji ani zniszczeniu. Z powyższych

względów prawie wszystkie dostępne na rynku cementy zawierają gentamy-cyrię w różnych stężeniach. Jed en z, nich po na dto zaw iera oprócz g enta my cy-ny także klindarnycynę. Wyjątkiem jest, cement zawierający kolistym; i ery-



. '(.. 'i . C e m e n t y k o s t n e i s t o m a t o l o g i c z n e im:

tromycynę, które jednakże nie pokrywaj)) szerokiego spektrum aktywnościprzec iwbak teryjn ej gentamyc yny. Antybiotyki te działa ją baki eriostatyeznie, a nie bakteriobójczo. Efektywność erytromycyny jest generalnie ograniczorta do bakterii grarn-doda tnich, które odgr ywa ją matą rolę w zakażeniachzwiązanych z endop rotezop lastyką stawu biodrowego [5| . Koncepcja sk uteczriego leczenia głębokich zakażeń kości przez stosowanie cementu Palacos Hz gentamycyną została rozwinięta w inną formę cementu PMMA. Do leczenia przewlekłego zapalenia kości i zakażeń tkanek miękkich stosuje sic; pojedyncze kulki lub łańcuch złożony z wielu kulek o składzie cementu PMMAzawierającego gentarnycynę połączonych drutem stalowym, o nazwie Septopal. W ortope dii stosuj e się pon adto gąbki gentamyc ynowe. Ten sposóbumożliwia wyeliminowanie zagrożeń wynikających ze stosowania gen tamycyny, gdyż jest to najbardziej nefro- i ototoksyczny amirtoglikozyd.

3 .3 .3 .2 . Właśc iwości cementów akry lanowych

Handlowe cementy kostne są podzielone pod względem lepkości nn hzvgrupy: o niskiej, średniej i wysokiej lepkości. W początkowej lazie wsz.ysikie cementy są stosunkowo płynne. Homogeniczna masa powstaje łatwo.Później następuje faza o niskiej lepkości określana jako czas trwania stanuplastyczności. Po upływie tego czasu lepkość cementu gwałtownie rośnie,staj e się on elastyczny, a w końcu utwardzony. Z tego powodu czas na utnieszczenie cementu i umocowanie endoprotezy jest krótki i wynosi tyle i letrwa plastyczność cementu. Na właściwości cementów akrylanowych mająwpływ nas tępujące czynnik i :

skład chemiczny (rod zaj polim eru, jego masa cząsteczkowa, rodza j

monomeru, i lości inicjatora, aktywatora i stabilizatora),

skład ziarnowy proszku,

czynniki zewnętrzne ( tem per atur a i wilgotność względna otocze nia)

W p rzyp adku stosowania cem entu ch arakteryzow anego przez produc< ni ajako cement o niskiej lepkości, dochodzi często w praktyce klinicznej donieprawidłowości przy jego stosowaniu. Zdarza się, że cement jest. umiesz-czany zbyt wcześnie lub zbyt późno. Wówczas to w pierwszym przypadkulepkość cementu jest zbyt niska, aby zapobiec rozmywaniu przez krew plynącą pod dużym ciśnieniem. W drugim zaś przypadku mogą być kłopoty z,umocowaniem endoprotezy. Optymalny czas może więc zostać przeoczony,

bo cement wiąże zbyt szybko. Uważa się, że z powodu tej niedogodności cemen ty k ostne o niskiej lepkości po winny być stosow ane tylko wówczas, gdyzespól jest . dobrze przygotowany d o pracy z tym cem entem.



.'(. I i i o m a t c r i a l y c e r a m i c z n e

Niektóre eeinerity mają czas I,rwania plastyczności dłuższy niż 3 minuty, alelepkość w tej lazie jest tak wysoka, że wprowadzenie cementu i umieszcze-nie endoprotezy wcale nie jest łatwe. Wiele produktów handlowych ma czaskrótszy niż 3 minuty, stąd ich stosowanie nie jest łatwe.

Na podstawie przeprowadzonych badań określono maksymalną tempe-raturę polimeryzacji dziewięciu różnych cementów na poziomie od 66 Cdo 82,5 ( ' [6 | . Inne bada nia również potwierdziły duże zróżnicowanie m ak-symalnej tem per atur y polim eryzacji od 55° C do powyżej 80° C. Ce menty

akry lanowe spe łn ia ją jednak normowy wymóg tempera tury po l imeryzac jiokreślony jako < 90° C.( 'ementy wykazują duże zróżnicowanie masy cząsteczkowej od poniżej

300.000 Da do powyżej 600.000 Da.Z kolei dla niektórych cementów wytrzymałość mechaniczna na ściska-

nie wynosi powyżej 100 MPa, a tylko niektóre w niewielkim stopniu prze-kraczają 70 MPa, co stanowi wymóg normy ISO 5833. Słaby mechaniczniecement otrzymuje się, gdy zastosuje się niezgodną z instrukcjami producen-ta technikę mieszania, gdy cement zostanie zanieczyszczony krwią i innymiciałami ob cymi lub gdy chirurg spóźni się z wprowadzeniem cem entu do koś-ci. Na właściwości mechan iczne cementów op rócz w/ w czynników m a w pływrównież zdolność monomeru do zwilżania polimeru. Jakość cementu zależyod osiągnięcia jego hornogeniczności w ciągu 10-15 s od początku miesza-nia Jak już wspom niano wprowadzan e do proszku dodatki, jak an tybiotykii środki kontrastujące radiologicznie mogą powodować niehomogeniczność

szaniny i obniżać wytrzyma łość cementu.Odporność na pękanie cementu PMMA, wyrażona jako współczynnik

K/r • wynosi zaledwie 1,2 ± 0, 1 MPa m 1 ' 2 . Dla porównania kość zbita wy-kazuje wartość K/o w granicach 2 ± 12 MPa m 1 ' 2 , a więc jest wielokrotnieodporniejsza na pękanie niż cement akrylanowy.

Z punktu widzenia zachowania się cementu wszczepionego do organiz-mu, wydaje się, że wytrzymałość zmęczeniowa jest bardziej istotna niż wy-kazywana przez badania statyczne |7 | . Dlatego celowe byłoby włączenie ba-dan wytrzymałości zmęczeniowej cementów do normy ISO 5833, jako kry-tei unii ich oceny.

Zastosowana metoda sterylizacji cementu ma istotny wpływ na właś-c i w o ś c i cementu PMMA |8 | . Proszki handlowych cementów PMMA są ste-rylizowane radiacyjnie lub tlenkiem etylenu, natomiast płyny przez ultra-fil trneję. Sterylizacja radiacyjna redukuje masę cząsteczkową polimeru o

połowę, podczas gdy sterylizacja tlenkiem etylenu nic powoduje jej zmia-ny. Ma to znaczący wpływ na spadek wytrzymałości mechanicznej cemen-tów. Po mim o tego lak tu większość cemen tów kostn ych poz osta jących w



C e m e n t y k o s t n e i s t o m a t o l o g i e / ,n c

obrocie handlowym jest. sterylizowana radineyjiiie Metodn ta umożliwiaprow adze nie steryliz acji w opakow aniach linnlnyeh ze względu na wysoki)głębokość penetracji dawki promieniowania. Pewna grupa cementów jeststerylizowana tlenkiem etylenu, co pozwala uniknąć negatywnego wpływuna masę cząsteczkową. Wykluczona jest sterylizacja cieplna z uwagi na rozkład nadtlenku benzoilu zawartego w proszku, w efekcie czego cement, niezostanie utwardzony.

3 .3 .3 .3 . Zachowanie s ię cementów akry lanowyc h w organ izm ie cz łowieka

Stosowane obecnie cementy PMMA uważane są za biozgodno pomimo toksyczności składników i ciepła uwalnianego podczas egzotermicznej reakcjiich wiązania. Jed nakże cem enty akrylanowe po wszczepieniu wykazują dżinłania zapalne [9],

Podczas reakcji polimeryzacji cementu początkowo tcmperal III n lo uuwolno, a następn ie nas tępuj e jej szybki gwałtowny wzrost. W e l e k c i e l e m

peratura na obszarze kontaktu cement-kość wzrasta nawet do l(i , t i"( 1 | l l l |Uważa się, że krótkotrwały, lecz znaczący wzrost temperatury występującyw fazie wiązania cementu przyczynia się do nekrozy komórek i j e s t głównym powodem obluzowania endoprotez [11]. Dlatego też dla ograniczeniauszkodzeń p odłoża chłodzi się masę cementu przez polewanie płyn em lizjologicznym. Skurcz polimeryzacyjny i skurcz cieplny po obniżeniu temperaturywywołanej procesem egzotermicznym prowadzą do występowania szczelinyna granicy faz cement-endoproteza bezpośrednio po zabiegu operacyjnym.

Po upływie określonego czasu szczelina zarasta elastyczną tkanką włóknistą.Nie pozwala to jednak uzyskać sztywnego połączenia endoprotezy z kościąco zmniejszyłoby niebezpieczeństwo pękania cementu przy występowaniudużego momentu zg ina jącego .

Często dochodzi więc do konieczności wymiany endoprotez na skutekjej obluzowania i pękania cementu [12|. Tworzące się okruchy cement u o wsmiarach mniejszych niż 5/im mogą powodować osteolizę kości jak równi*zużycie panewek polietylenowych. Osteolizę może wywołać ponadto inicznnbaru zaw arty w cemencie jako środek kontras tujący radiologicznie | I3 | Wadą innego środka kontrast ującego - dwutle nku cyrkonu jest jego wysokatwardość, co w przyp adku obluzowania endop rotezy i dosta nia się drobincementu pomiędzy powierzchnie cierne stawu może prowadzić do jego kntastrofiezriego zużycia.

Innym problemem jest, powszechnie znana toksyczność monomeru me

takry lanu mety lu . W u twardzonym cemencie pozos ta je 4-7% nieprzercngowanycli monomerów. Powodem tego jest, wzrastająca nieruchomość cząsteczek monomeru podczas polimeryzacji. Ze wzrostem lepkości wzrost, lancii



. ' i . B i o m a t e r i a ł y c e r a m i c z n e

cha polimeru .słabnie. Monomer metakrylanu n-butylu wykazuje mniejsząrozpuszczalność w wodzie niż metakrylanu metylu, stąd z powodu jego bar-dziej hydrofobowej natury jest uwalniany wolniej. Nie znaleziono zależnoś-ci między zawartością i kinetyką uwalniania resztkowych monomerów, alepkością cementów. Dla cementów o niskiej lepkości i długim okresie jejtrwania nie notuje się obniżenia zawartości monomerów resztkowych. Dlawszystkich typów, od niskiej do wysokiej lepkości, zawartość resztkowychmonomerów obniża się po dłuższym czasie. Większość monomerów prze-chodzi do krwi i tam jest szybko metabolizowana [14]. Jedynie 10-20%początkowej ilości resztkowych monomerów pozostaje w polimerze. Nato-miast w procesie polimeryzacji wykorzystywana jest całkowicie wyjściowailość nadtlenku benzoilu. Inaczej wygląda sprawa z aktywatorem, któregojest pewien nadmiar. Powszechnie uważa się N,N-dimetylo-p-toluidynę zatoksyczn ą z uwagi na to, że jest szkodliwa dla chromosomów i ham uje syn-tezę protein [15]. Jednakże jej toksyczny wpływ zależy w dużym stopniuod jej i lości. Podczas polimeryzacji wykorzystana jest znikoma część wyjś-ciowej ilości zawartej w cemencie. Pozostała ilość pozostaje w cemencieprzez lata bez uwalniania. To znaczy, że ryzyko niszczenia komórek przezten stosowany aktywator może być pominięte [16].

Podczas operacji endoprotezoplastyki stawu biodrowego z zastosowa-niem cementów akrylanowych sporadycznie dochodzi do śmierci pacjenta.Według najnowszych badań przypuszcza się, że te nieszczęśliwe zdarzenianastępują, w elekcie zatorów płuc wyw ołujących zaburzenia układ u krążenia.

Podobne komplikacje mogą wystąjuć również przy zakładaniu protezy bez-ccmcntowcj |17| .

Uważa się, że endoprotezy mocowane przy zastosowaniu cementów omalej lepkości częściej podlegają reoperacji niż z zastosowaniem cementówo dużej lepkości.

Wiele czynników, takich jak zastosowanie odpowiednich technik opera-cyjnych oraz warunki fizyczne pacjenta: waga, aktywność i stan kości, mogąw ist ot ny s p o s ó b przyczynić się do osiągnięcia długoletniego powodzenia wnzyt kowaniu endoprotezy.

I 'i zeprowadzon a operacj a endoprote zoplastyki sta wu osłabia odp ornośćimmunologiczną organizmu pacjenta |18[. Jak wspomniano jedną z metodzapobieg ania powstaw ania zakażeń i sposobów ich likwidacji w endopro-tez,oplastyce stawów jest stosowanie cementów z antybiotykami dla wyt-worzenia dużych lokalnych ich stężeń. Zaletą cementów uwalniających an-

tybiotyki miejscowo jest, że poważnie ograniczają ryzyko ich toksycznychdziałań ubocznych i uszkodzenia takich narządów jak nerki, wątroba i uchośrodkowe. Ta forma profilaktyki i leczenia zakażeń w chirurgii okazała się



.'i . i. C e m e n t y k o s t n e i s t o m a t o l o g i c z n e I M l t

bardzo skuteczna. Uzyskuje się wysokie lokalne stężenie antybiotyku, zaś wsurowicy jest ono znikome. Około !)()% praktykujących chirurgów w USAstosu je profilaktycznie w operacjach endop rotezoplastyk i stawu biodrowegocementy z an tyb io tykami .

3 .3 .3 .4 . P rak tyczne za lecen ia p rzy s tosowaniu cementów akry l iu iowycl i

Działanie mające na celu obniżenie temperatury poprzez znaczne oziębienieprotezy prowadzą do powstania skurczu cieplnego i w efekcie szczeliny na

styku cement-endoproteza, co będzie znacząco zwiększać ryzyko wczesnegoobluzowania endoprotezy. Z kolei znaczące ogrzanie endoprotezy do teinperatury powyżej 50 C może wpłynąć na łatwe powstawanie defektów nnstyk u cement-kość, co będzie owocować również jej obluzowaniem Na jlepszynt rozwiązaniem jest. ogrzanie protezy do temperatury ciała ludzkiego, • opozwala uniknąć tworzenia szczeliny [19). Ponieważ zachowanie się c e i u e i i

tów w trakcie stosowania jest w ażne dla użytkownika należy ziuu czynnikimające na to istotny wpływ. Należą do nich:

względna wilgotność powietrza . Ob niżenie powoduj e wydłużenie czusiitrwania plastyczności zaś jej wzrost skrócenie tego czasu. Zarabianiecementu przy wilgotności poniżej 40% wydłuża czas o 1-3 minut,

obniżenie temperatury proszku i płynu. Obniżenie ich z 23 O do 26° C wydłuża czas utwardzania z 6-7 minut do 12-14 minut,

wstępne podgrzanie naczynia, w którym miesza się cement przyspieszautwardzanie, zaś oziębienie wydłuża jego wiązanie,

resterylizacja cieplna składników cementu powoduje rozkład nndtlenku benzoilu i cement nie wiąże,

res te ry l izac j a rad iacy jna powoduje zmianę w ł a ś c i w o ś c i cementu .

reste ryliz acj a tlenkiem e tylenu nie zmienia właściwości cem entu (konieczna desorpcja tlenku etylenu z proszku).

3 . 3 . 4 . C e m e n t y w a p n i o w o - f o s f o r a n o w e

3.3 .4 .1 . C l iomizm i mec hani zm w iązan ia cementów wapniowo- los lo i anowych

W ostatnich latach wiele uwagi poświęca się rozwojowi cementów wapniowofosforanowych, które z racji wysokiej biozgodriości stwarzają możliwości ich

różnorodnych zastosowań klinicznych. Taki cement, zawiera płyn i proszek,które po wymieszaniu w odpowiednich proporcjach t worzą mieszaninę plastyczną, która w temper atur ze pokojowej lub temp eratu rze ciała wiąże przez



.' i..' i. ('eiriciily k o s t n e i s t o m a t o l o g i c z n e

C a / PW z ó rc h e m i c z n y

S k r ó tn a/, wy Uwagi

0, 5 C a ( H 2 P 0 4 ) 2 • H 2 0 M C PM s t a b i l n y p r z y p i l p o n i ż e j 2

1 C a H P 0 4 • 2 I 1 2 0 D C PD s t a b i l n y w z a k r e s i e p i l o d 2 d o 4,przy pH > 6,5 może nas tąpić gwalt o w n a k r y s t a l i z a c j a

1 ,3 3 C a 8 H 2 ( P 0 4 ) 6 . 5 H 2 0 O C P g w a ł t o w n e p o w s t a w a n i e z a r o d k ó w

i krys ta l i zacja w zakres ie ; pi l 6 ,5d o 8, b a r d z i e j s t a b i l n y n i ż D C PI )i A C P w w / w z a k r e s i e

1, 5 C a 3 ( P 0 4 ) 2 • X H 2 0 A C P p o w s t a j e j a k o p ie r w s z a f a z a p o dczas s t rącania przy wysokich Ml i ;żeniach i pil w zakresie 1 do S. ulizachodzi szybka przemiana w < >> T ,DCPD, lub CDJIA. JeAl l zawl rnis tabi l i zujące jony Mg, s la j i - NII;b a r d z i e j s t a b i l n y n i ż C D I I A

1,5 C a 9 ( r i P 0 , i ) ( P 0 4 ) 5 O l i C D I I A hydroksyapatyt . zubożony w wi ipr tNie s t rąca s ię spontanicznie w lenip e r a t u r z e p o k o j o w e j l u b t e m p e r at u r z e o r g a n i z m u , a l e m a p r e k u r s or y w p o s t a c i D C PD i O C P

1,67 C a i 0 ( P O 4 ) 6 ( O H ) 2 P H A h y d r o k s y a p a t y t . s t r ą c a n y n a j t r w a l s z yprzy pH > 4. Bezpośrednio s t rąca s ic ;tylko przy pH >8. Przy niższym pi lpowstawanie zarodków może by< ' i nicjowane przez f luorki .

Lab. 3.15. Fosforany wapnia stabilne w układzie fazowym CaO P2( )5 11.0 w leperaturze pokojowej i temperaturze organizmu l u d z k i e g o .

Wz ó r Sk r ó tC a / P c h e m i c z n y n a z w y N a z w a

1,0 Ca li PO,i . 211 2 0 D C P D d w u w a p n i o w y f o s f o r a n d w u w o i l n y

1,33 Ca«H„>(PO ,i)fi • 5 H 2 0 O C P ośmiowapniowy fosforan

1,5 C a 9 ( I I P 0 4 ) ( P 0 4 ) 5 O H C D H A liydroksya patyt zubo żony w wapń( z d e f e k t o w a n y )

1,67 C a 1 0 ( P O 4 ) 6 ( O H ) 2 Pi l A h y d r o k s y a p a t y t . s t r ą c a n y

2, 0 Cacj ( P 0 4 )ą . r, ( C O 3 ) 1.5 (0 11 ) 1.5 HCMIA ł lyd roksya | mtyl węgl anow y

l ab. 3. Ki. Biozgodno fosforany wapnia, str ącano z wodnych roztworów w l.oinpta turzo pok ojowej luli tem peratu rze organizm u człowieka.



. ' i . H i ou i l i l . e nu l y e c r i i nnc z nc

Reakcjo wiązania cementów mogą prowadzić więc do wytworzenia stechiom -etryczricgo HA lub zubożonego w wapń.

Zależy to od stos unku molowego zastosowanych fosforanów, co obraz ująponiższe reakc je między TTPC i innymi fosforanami: MCPM, DCP ludDCPD 1241.

7 C a 4 ( P 0 4 ) 2 0 ( T I P Q + 2 C a ( H 2 P 0 4 ) 2 .H 20 ( M C P M ) H 2 ° > 3Ca 10 ( P 0 4 ) 6 (OH)2 + 3 H 2 0

'. , J (P 0 4 ) 2 0( T T PC ) + C a C H 2P 0 4 ) 2 -H 20 (MCPM) H / U > 3C a 9 ( H P 0 4 ) ( P 0 4 ) j O H + 2H 2 0

H O3 C a 4 (P 0 4 ) 2 0 ( T T P C ) + 6 C a H P 0 4 ( D C P ) — ^ • 3 C a10 (P 0 4 ) 6 ( 0 H ) 2 + H 2 0

. 1 'a 4 ( P 0 4 ) 2 O ( T TPC ) + 2C a H P 0 4 • 2 H 2 0 (DCPD) H 2 ° > 3Ca 10 (P O 4 ) 6 (OH)2 I 4 H 2 0

3 C a 4 ( P 0 4 ) 2 0 ( r T P C ) + 6 C a H P 0 4 - 2 H 2 0 ( D C P D ) H 2 ° > 2C a 9 ( H ? 0 4 ) ( P 0 4 ) 3 0 H + 1 3 H 2 0

Jak wykaza ły os ta tn io p rzeprowadzone badania , p rzeb ieg reakc j i TTCPi I)(, '! ' zależy nie tylko od stosunku molowego składników proszku, ale i odpil środowiska reakcji . Przy pH 8 DCP i TTCP rozpuszczały się w takimsamym sto pniu, zaś przy pił 10 szybciej rozpuszczany był DCP niż TT CP .Jednak zarówno przy p H 8 jak i 10 tworzy się tylko HA. Natom iast przypil (i tworzył się zarówno HA jak i fosforan ośmiowapniowy [25]. Jest takżemożliwe powstanie HA jako pr odu ktu końcowego przez wprowadzen ie mie-szaniny fosforanów wapnia o niższym stosunku Ca/P niż w IJA, stosującjednocześnie dodatkowe źródło jonów wapnia. Taki układ tworzy mieszani-na li T< T | DCP D + Ca C0 3 lu b 0-TCP + M C P M H C a S 0 4 • 1 / 2 H 2 0 . Ce-menty związane zawierały DCPD i HA [26). Proszek o składzie MCPM T

0 l 'CP ( 'aCO;i został użyty do wytworzenia cemen tu zawierającego hy-ilroksyapatyt węglanowy [27]. Fernandez [28] do cementu zarabianego wodązastosował proszek o składzie (a-TCP + DCI5 + CaCO.j). Zaś proszek oskładzie: MCPM + /3-TCP f TTCP zastosował do innego wytworzonegocementu .

Istnieje pogląd, że MCP M reagu je w pierwszej kolejności z /3-TCP i po-wsta je l ) (TD, k tóry nas tępnie reaguje z TTCP i s t rąca s ię I JA podobniejak w cemencie opracowanym przez Brown'a [23]. Niektóre cementy zawie-1 a j a a - C a ; i ( P a i ) 2 lub (a-TCP) i inne fosforany [30]. W zależności od pilw wyniku hydrolizy a-TCP można otrzymać różne produkty. Zubożony wwapu hydro ksyap atyt tworzy się przy pH > 7,5.

Inne badania wykazały możliwość skrócenia czasu wiązania cementówwapniowolóslóranowych przez dodate k zarodków krystalizacji w postaci HA|3I | , albo przez kontrolę składu ziarnowego składników proszku [32]. Rezul-taty tych badań wskazują na możliwość skrócenia czasu wiązania, ale jeszcze

nie w stopniu znaczącym. Lepsze efekty osiąga się przez zastosowanie jakopłynów wiążących roztworów losloranów. Ten sposób pozwolił efektywnie



.'(..' i. ( V m c i i l \ k o s t n e i s l o n i n l o l o g i c / n c

skrócić c/as wiązania i przyspieszyć twor/enie 11A w różnych cementachwapnio wofosfor anowyc łi. Zastosow anie roz tworu fosforanu sodu <> stężeniuod 0,25 do 1 mol/l znacznie przyspieszyło tworzenie HA, a czas wiązaniaskracał się z 25 minut do 5 minut |32|. Zastosowanie jako płynów rozt,worówfosforanów Nal^ PO ,i • 2H jO lub Na lPP O.i, również skraca czas wiązaniacementu zawierającego w proszku a-TCP i 11A. Tę prawidłowość równieżs twierdzono d la cementów zawiera jących a -TCP lub a -TCP i DCP |33 | .

3 .3 .4 .2 . Właśc iwości cementów wapniowo-fosfora i iowycbCementy wapniowo-fosforanowe są materiałami, których zastosowanie pozwala usunąć niedogodności występujące przy stosowaniu przez chirurgówwszczepów hydroksyap atytow ych o określonych standardo wych wymiotac h,lub granul z HA, które często przemieszczają się z miejscu przc/niu/<nia [34]. Cementy wapniowofosforanowe opracowane w pierwszych linilaniach nad ich syntezą nie były odpowiednie z racji długiego cza u wią, . II I i n

i małej wytrzymałości mechanicznej. Przez dobór odpowiednich składnikówproszku, optymalizację ich zawartości, a szczególnie ich składu ziarnowegoa następnie składu chemicznego płynu i optymalizację proporcji płyrill doproszku uzyskano cementy o odpowiednim czasie wiązania i wytrzymałościmechaniczne j .

Aktualnie przedmiotem obrotu handlowego jest kilka cementów |35| . 4 abela 3.17. przedstawia składy proszków oraz związanych cementów, a także

ich zasadnicze cechy fizyczne.Spośród przedstaw ionych cementów szczególnie wyróżnia się Pioccincnt

D, który posiada największą wytrzymałość na ściskanie przekraczającą uprzednio wspomnianą graniczną wartość 30 MPa. Charakteryzuje Mę równic/dużą podatnością na wytłaczanie ze strzykawki. Notuje się wówc/ic. |edynic(i% wag. str at. P rod ukt em wiązania cementu Norian SłiS ji- . i . Inbokryt.aliCzny hydroksyapatyt węglanowy podobny do naturalnej ko . i '/, dnnyi lil i teraturow ych wynika, że jeszcze jeden cement produkcji Sl iykei l lownn dlca Osteonick jest produktem handlowym |36j. Cement ten zawiera proszeko składzie TTCP i DCP. Proszek zmieszany z wodą wiąże się z wytworzeniein węglanowego hydrok syap atytu . P roducen t podkreśla, że w ciągu I <> listrącanie IJA jest w pełni zakończone i po tym czasie materiał nie jestrozpuszczalny w wodzie. Wg producenta jego wytrzymałość na ściskaniewynosi GO MP a. Ten cement, zalecany jest, przez pro du cen ta do stoso wan iaw chirurgii szczękowo-t warzowej i neurochirurgii.

Użytkownicy wszystkich cementów wapiiiowo-foslornnowych zwracająuwagę na ich rozmywanie przez płyny fizjologiczne. Często producenci pod



.1 I iii u i tu I erilll v ceramiczni

I ' r o d u c c n l

Sk ł a d p r o s z k u ,% wa g.

I 'I VII

Skład fazowycincnlu

St o s u n e kp ł y n / p r o s z e k

Po d a t n o ś ć n a

w y t ł a c z a n i e

ze s t rzykawki*

Po c z ą t k o w y c z a s

wiązania w 20 n C

Począt kowy czas

wiązania w 37 C

K o ń c o w y c z a s

wiązania w 20 0

Końcowy czas

wiązania w 37 1 O

Wy l i /.y inał( >ść

nil Ai iskanie

r it o i) uNorian SUS

N o r i a n C o r p o r a t i o n( U S A )

a T P C 8 1 , 7 3C a C 0 3 12,34M C P M 3 , 2 9

roztwór fosforanu sodu

H y d r o k s y a p a t y t . w ę g l a n o w y

C a S . 8 2 ( H PO 4 ) 0 . 7 3 ( C O 3 ) 0 . 6 3 ( O I l ) l , 2 7

0,46

8 3

22m in

6,5

m in

37

8,5

m in

33

M P a

K T

Cc e n t e k

Te k n i m e d S . A .( F r a n c j a )

T T C Pa T C P

b r a k d a n y c h

HA

0,43

81

36

9, 5

64

17

B i o c e m e n t D

Merck( N i e m c y )

a T C P 5 8D C P 2 5

C . a C 0 3 8 ,5HA 8,5

wodny rozt wórl % w a g .

N a 2 H PO / iH A , D C P,

C a C O s

0,30

94

9, 5

21

19

7,5

48

' b a d a n i e o k r e ś l a % w a g . m a s y c e m e n t u w y t ł a c z a n e g o z e s t r z y k a w k i

luli. .'(.17. Skład y chem iczne i zasad nicze cechy fizyczne cementów wapniow o-fos-foranowych

kreślają konieczność zabezpieczenia suchego pola operacyjnego, co niestetynie zawsze jest możliwe. Dlatego podejmowane są dalsze wysiłki dla popra-wy kohezji cementów wapniowofosforanowych poprzez stosowanie różnychdodatków do proszków. Opracowano nawet metodę określania kohezji po-przez wytłaczanie cementu ze strzykawki do wody i oznaczanie po jakimc/a ie od mo mentu wymiesza nia proszków z płyna mi mo żna wprow adzićcement do wody bez zniszczenia jego integralności.

Prowadzi się również badania nad możliwością otrzymywania na baziefosforanów wapnia cementów będących kompozytami organiczno-nieorga-nicznymi. W badaniach przeprowadzonych w Instytucie Szkła i Ceramikiwykorzystano do tego celu komponenty proszkowe będące mieszaniną fos-



. ' ( . I i i o m a t c r i a l y c e r a m i c z n e

skurczu nn i ekspansji pcxk"/H,s wiązaniu. Nic notuje się ani wzrostu, ani ob-niżenia temperatury podczas wiązania. W warunkach fizjologicznych cemen-ty wiążą z wytworzeniem hydroksyapatytu o niskiej krystaliczności, podob-nego do apatytu biologicznego. W dłuższym okresie czasu zachodzi powol-na. resorpcja, podczas której cementy zastępowane są przez nową tkankękostną. To kontrastuje z materiałami HA, które są niercsorbowalne lub /?-T( '1 ' , które ulegają resorpcji . ale nie zawsze w pełni są zastępowane przeznową kość. Z dru gie j strony w łaściwości obecni e dostępny ch cem entów niesą. w pełni dostosowane d o wszystkich ich spodziewanych zastosowań. Prob-

lem tkwi szczególnie w niedostatecznej wytrzymałości mechanicznej cemen-tów stosowanych w miejscach narażonych na znaczne naprężenia. W dal-szym ciągu powinny być doskonalone techniki ich aplikacji. Wciąż w świecieprowadzi się badania in vivo resorpcji cementów, poprawy ich zachowa-nia teologicznego oraz badania wpływu kontaktu z krwią na ich wiązaniei ostcointegr ację. P ode jmu je się wysiłki dla popra wienia ich właściwości me-chanicznych poprzez dodatek polimerowego leku poli(4-HMA) [39| .

Postęp w rozwoju cementów wapniowofosforanowych polega na osiąg-nięciu równowagi pom iędzy reso rpcją ceman tu i odbudo wą kości przy zacho-waniu odpowiednich właściwości mechanicznych cementu. iMateriał o wy-sokich właściwościach mechanicznych będzie prawdopodobnie wykazywałniedostateczną resorpcję i odwrotnie. Również włączenie do cementów włó-k i e n hiodegradalnych może poprawić ich właściwości.

Z racji tej , że cementy wapńiowofosforanowe wiążą izotermicznie przy

neutralnym pil , powinny spełniać dobrze funkcję nośników leków umożli-w i a j ą c y c h i c h uwalnianie dla celów profilaktycznych i terapeutycznych.

W związku z tym, że zakażenia są ogromnym problemem w ortopedii ,w badaniach cementów wapniowofosforanowych szczególny nacisk kładziesię obecnie na ocenę możliwości wprowadzania do nich antybiotyków. Tapotrzeba wynika z faktu, że przy parenteralnym podawaniu leków, domięś-n i o w o lub dożylnie, z racji ograniczonego krążenia krwi w tkankach kostnycho s ł a b i o n y jest znacznie ich terapeutyczny efekt. W związku z powyższymosiągano wysokie ich lokalne stężenie w określonym miejscu pozwoliłobyusunąć w/w niedogodności.

W Japoni i p rowadzono badania in nitro uwalniania wankornycyny z ce-nieni,u IT( T DC PD [40]. Pon adto prowadzono bad ania uwalnian ia innegoantyb iotyku (lornoksefu z ceme ntu TT CP -D CP [41]. Antybioty k ten należy<lo III dej generacji ecfalosporyn i jest dostępny jedynie w Japonii. W pierw-

szym przy padku stwierdzono, że dzięki wolnemu uwalnianiu wankornycynycement TTCP-DCPD może być stosowany do leczenia zapalenia szpikupowodowanego przez gronkowcu złocistego. Również w drugim przy padk u



• 'i .. 't . ( V i u e n l y ko s l n e i N l . o i r i u lo l o j > i c z ne

uzyskano wyniki rokujące nadzieję na wykorzystaniu łych cementów jakonośników leków. lOfekty tych badań powinny być potwierdzone w badaniachin vivo.

W ostatnim okresie w Instytucie Szklą i Ceramiki przeprowadzono badania biologiczne in nitro i in vivo cementu apatytowego z antybiotyka-mi. Do cementu omówionego w rozdziale 3.4.4.2 wprowadzono antybiotyki:cefazolinę, wankomycynę i gentam ycynę. W Wojskowym In stytucie ll igieny i Epidemiologii przeprowadzono badania kinetyki ich uwalniania orazokreślono meto dą dyfuz yjn ą aktywno ść bakte riobó jczą. Była ona ' /różnicowana w zależności od rodzaju antybiotyku. Cement z wankomycyrią wykazałnajlepszą zdolność bakteriobójczą.

Badania in vivo wykazały ponadto, że cement apatytowy z wnnkoniycyną wprowadzony w obręb uprzednio eksperymentalnie wywołanej ' ,o znkażenia szczepem Staphylococcus aureus pow strzy myw ał objaw y żaka «* i»t •i doprowadzał do dobrego efektu terapeutycznego. Równie obiecujące w\ IIIki uzyskano, gdy cement wprowadzono w obręb kości, którą jednoczę- uliekspe ryme ntalnie zakażono w/w szczepem. Wankornycyn a uwalniana z i<mentu hamowała rozwój drobnoustrojów, dzięki czemu nie wystąpiło zakażenie, co potwierdza możliwości profilaktycznego oddziaływania cementuz wankomycyną [42],

3 . 3 . 5 . C e m e n t y s t o m a t o l o g i c z n e

3 . 3 . 5 . 1 . W y m a g a n i a s t a w i a n e c e m e n t o m s t o m a t o l o g i c z n y m

Cementy w stomatologii są stosowane do rekonstrukcji i odbudowy twardychtkanek zęba jako wypełnienia czasowe lub ostateczne ich ubytków I 'od wypełnienia ubytków płaskich korzystne jest położenie ponadto wy:.< i e l a < zucementu dla poprawy szczelności wypełnienia ubytku materiałem złożonym

Nato mia st w ubytkach głębokich istnieje bezwzględna konie zi lirony miazgi podrażnionej lub zniszczonej przez próchnicę. Należy w t\ iii «•lu nałożyć na miazgę pokrycie z preparatu wodorotJenkowowapniowe.ro luliwyściełacza z ceme ntu tlenkowocynkowo-eugenolowego, a nas tępnie podkładu z innego cemen tu. Pod kład z cementu zakła dany pod wypełnieniaamal gam atow e i z materi ałów złożonych powinien przeciwdziałać mikroprzeciekowi bakteryjnemu do miazgi czyli faktycznie powinien on chronićmiazgę.

W protetyce z kolei używa się cementów do osadzania stałych uzupełnień protetyczny ch, zaś w ortodon cji do łączenia elementów apa ratówortodontycznych lub szyny ze szkliwem zębów.



MIM H i o i n u t . c r i i i l y c r r i i i n i c / i i o

Wymagali i u stawiam- cementom stosowanym jako materia ły wypełn ia-jące ubytki tkanek twardych są następujące. Powinny |43|:

być niedrażniące dla miazgi i śluzówki jamy ustnej,

I >yć kar ios ta tyczne ,

1 >y ć r i i s ko tok syczn e,

posiadać zdolność łączenia się ze szkliwem i zębina oraz nie wykazywaćmikroprzecieków,

nie rozpuszczać się lub nie korodować w ślinie i spożywczych płynach,tylko w niewielkim stopniu absorbować wodę,

posiadać odpowiednie mechaniczne właściwości,

być odporne na ścieranie zwłaszcza w przypadku materiałów stoso-wanych w zębach tylnych,

być estetyczne zwłaszcza w zębach przednich (imitować ząb podwzględem koloru, przezroczystości, współczynnika załamania świat-la),

posiadać współczynnik rozszerzalności cieplnej zbliżony do szkliwai zębiny,

wykazywać minimalny sk urcz w czasie twardnienia,

umożliwiać uzyskanie gładkiej powierzchni w wyniku polerowania,

niektóro powinny dawać kontrast radiologiczny.

< 'oinenl.y podkładowe i wyściełacze powinny:

być nietoksyczne, niedrażniące dla miazgi i innych tkanek,

podkład cementowy pod dużym wypełnieniem metalowym powiniendziałać jak izolator cieplny,

cement powinien zapobiegać przenikaniu szkodliwych substancji z ma-teriałów złożonych do miazgi,

cement stosowany pod wypełnienia metalowe powinien ograniczać

drażnienie miazgi prądami galwanicznymi,

wykazywać właściwości antybakteryjne,

zapewnić występowanie adhezji między cementem, a materiałem wy-pe łn ia jącym,

być nierozpuszczalne w ślinie i spożywczych płynach,

szybko uzyskiwać dużą wytrzymałość, aby stanowić dobry fundamentd la mater ia łu wypełn ia jącego ,



.' i..' i. C e m e n t y k o s t n e i s l i i u i i i l o l o g i e / n e

ł!'ii

6'n'l

M

gI ?

fi l!•3 l« 3 i,1

K

li y nII •

i1,; V"$ ij

H iClCO

V Svi L

I

El

at? *K r,

fT t ti

0

i u i

.M )!'N $

[pm] min max [MP a) |mm/h) mm. max 1 mg/kg] |mg/kg|

Cynkowo-fosforanowe Osadzanie uzupełnieńprotetycznych 25 2,5 8 70 1,0 - Ł 100

Cynkowo-pohkarto-ksylanowe

Osadzanie uzupełnieńprotetycznych 25 2,5 8 70 2,0 2 100

Szkło-j cnomerow e Osadzanie uzupełnieńprotetycznych 25 2,5 8 70 0,05 100

Cynkowo-fosforanowe Wyściełacze i podkłady - 2 6 70 1,0 100Cynkowo-polikarbo-

ksvlanoweWyściełacze

i ti :dkładv 2 6 70 2,0 n 100

Szkio-jcnomerow e Wyściełacze i podkłady - 2 6 70 0,05 2 100

K rzo m Linowe Wypełnienia - 2 6 170 0,05 0,Ci 0,5'i 2 100

Krzemianowo-fosfcranowe Wypełnienia - 2 6 170 0,05 0,35 0,90 '» 100Szkło-] cnomerow e Wypełnienia 2 6 130 0,05 0,45 0,90 2 100

Tab. 3.18. Wy maga nia normy ISO 9917:1994(15) stawian e cementom < >iiimI«'Itt tcznym.

wykazywać małą rozszerzalność cieplną,

mieć odpowiedni czas trwania plastyczności,

- niektóre powinny dawać kontrast radiologiczny.

Wymagania s tawiane cementom stosowanym do osadzania uzupełnień prote tycznych i w or todoncj i . Powinny:

być nietoksyczne, niedrażniące dla miazgi i innych tkanek, mieć zdolność łączenia się ze szkliwem i zębina, porcelaną i stopami inetnli,

Tabela 3.18. przedstawia wymagania s tawiane cementom stomatologie / ,nym według normy JSO 9917:1994(E) DenLal wal,er- hast d cenieni | I l| Nnobe jmu je ona cementów t lenkowocynkowo/eugenolowych i I lenkowoes nkowo/bezeugenolowych, gdyż dotyczy ich norma ISO ' .!3II)V I9!H(P) Ihnlalzinc oxide/eugenol cements and zinc noncugcnol. cenienls | P>| W ed ług I«•)normy czas wiązania dla cementów tlenkowocynkowo/engenolowyc li i tlenkowocynkowo/bezeugenolowych do tymczasowego cementowania wynosi odI do 10 min, w ytrzy mało ść na ściskanie max. 35 MP a, erozja po 21 li max.2,5% (rn/rn), gru bość warstwy max . 25 /tm, zawartość arsenu rozpu szczonegow kwasie max. 2 m g/kg . Dla cementów t lenkowocynkowo/eiigenolowycl ii tlerikowocyrikowo/bez-eugenolowyeh do stałego cementowania czas wiązu

nia wynosi od 4 do 10 min, wytrzymałość na ściskanie min. 35 MPa, crozjnpo 24 h max. l ,5%(m/m), grubość wars twy max. 25/ / ii i, zawartość arsenurozpuszczonego w kwasie max. 2 mg/kg.



. ' i . Uioinf i l cr i i i . lv ceramiczne

V\ przy padku cementów tlenkowocynkowo/eugeriolowych i t łenkowocyri-kowo bez-eugenolowych <lo tymczasowych wypełnień i grubowarstwowychpodkładów czas wiązania wynosi od 3 do II) min, wytrzymałość na ściskaniemin. 25 MPa, erozja po 24 h max. l ,5%(rn/rn), zawartość arsenu rozpuszc-zonego w kwasie max. 2 mg/kg

( ernenty tlenkowocynkowo/eugenolowe i t łenkowo-cynkow o/bezeuge-n o l o w c stosowane jako wyściełacze ubytku powinny wykazywać czas wiąza-nia I do II) min, w ytrz ym ało ść na ściskanie min. 5 MPa , erozj ę po 24 łi max.I , 'i (m /m ), z awartość arsenu rozpuszczonego w kwasie max. 2 m g/kg .

,'ł..'{..r>.'2. Chem izm i mec hani zm wiązan ia ceme ntów s toma to log icz nych

( Jemen ty są dostar czane j ako prod ukty dwuskładnikowe: proszek i p łyn.Tabela 3. P). przedstawia charakterystykę chemiczną poszczególnych cemen-tów .

R o d z a j c e m e n t u

( y nkowofos-

f o r a n o w e

1'leil k< iwo rynkowoCUgctioloweI(>1 i k a r b o k s y ł a n o w e

K t zr i i i i f inowe

K r / . emianowo-f< >s< irimowo

S/ . k l o - j o n o m e r o w e

Sz k l o - j o n o m e r o w emody l ikowanem e t a l e m

S/ k l o j o u o m e r o w em o d y f i k o w a n eżywicą

VVo( lorol. lenkowo-wapi i iowe

Sk ł a d p r o s z k u

Tl e n e k c y n k u



Szkło f luorowapnio-w o g ł i n o k r z e m i a n o w e

Szkło fiuorowapniowo-g l i n o k r z e m i a n o w ei- t l enek cynku

Sz k ł of h i o r o w a p n i o w o -gl inokrzem ianowe

Szkło f luorowapniowo-g ł i n o k r z e m i a n o w e +proszki metal i Ag i Au

Szkło fiuorowapniowo-gl i n okrzemi an owe

Pa s t a z a w i e r a j ą c aw o d o r o t l e n e k w a p n i alub t l enek wapnia .4- plas tyf ikator

Sk ł a d p ł y n u

Wo d n y r o z t w ó rfosforanów gl inu

Eu g e n o l

Wo d n y r o z t w ó r p o l i k w a s ul u b k o p o l i m e r u k w a s ó wa l k e n o w y c h



Wo d n y r o z t w ó r h o m o -l u b k o p o l i m e r u k w a s ó wa l k e n o w y c h

Wo d n y r o z t w ó r h o i n o -l u b k o p o l i m e r u k w a s ó wa l k e n o w y c h

Wo d n y r o z t w ó r p o l i k w a s ualkenowego + żywice rneta-k r y l a n o w e | f o t o i n i c j a t o r

Pa s t a z a w i e r a j ą c a e s t e ra lkoholu wielowodoro-t l enowego z kwasemsal icylowym lub jegoes t . rem 1 wypełniacz

1 ab . .'i. P). Cha rakte rysty ka chemiczna poszczególnych cementów | l(i|.



. 'i .. 'i . C e m e n t y k o s t n e i s t o m a t o l o g i e / , n c 20 1

Chociaż dość powszechnie dla mater ia łów zawiera jących wodorot lenek wapnia przyjmuje s ię określenie cementy wodorot lenkowo wapniowe; , to jednak zrac j i ich ehemizmu bardz ie j właściwe jes t nazywanie ich prepara tami wodo-rot lenkowo-wapniowymi. Stosuje s ię je w formie mleczka s tanowiącego za-wies inę Ca(OH )2 w wodzie , które bezpośrednio apl ikuje s ię w mie jsce przezna c z e nia . Pona dto pre pa ra ty w odoro t l e nkow e w ys tępują w pos ta c i dw óc hpa s t , z k tóryc h j e dna z a w ie ra w odoro t l e ne k w a pnia lub t l e ne k w a pnia , dn iga zaś es te r a lkoholu wie lowodorot lenowego z kwasem sa l icylowym lub jogo

es trem. Prepara ty te z kole i wiążą w wyniku reakcj i kompleksowari ia .Rów nie ż n ie c o odmie nny od innyc h j e s t me c ha niz m w iąz a nia c e me ntów

s z kło- jonome row yc h modyf ikow a nyc h żyw ic a mi . Ws pomnia ne c e me nty w iążą w wyniku reakcj i kwasowo-zasadowej oraz reakcj i pol imeryzac j i inie jowane j św ia t ł e m. Pos ia da ją w ięc podw ójny s ys te m u tw a rdz a nia o b o j i n u | ą e \

reakcję kwasow o-zasadow ą polianionów z jona mi uwaln ianym i ze - /kia omre a kc ję po l ime ryz a c j i m onome rów me ta kry la n ow yc h . J e dna kże s z ybko p i •«b ie ga jąc a po l ime ryz a c ja in ic jow a na św ia t ł e m b lokuje c z ęśc iow o w olno p i . .b i e ga jąc ą r e a kc ję kw a s ow o-z a s a dow ą.

Ws z ys tk ie poz os ta ł e c e me nty w iążą w w yniku r e a kc j i kw a s ow o z a s a dowej . Płyny zwykle mają charakter kwasowy, zaś proszki - zasadowy. Wielez tyc h c e me ntów ma różnorodne z a s tos ow a nia . S tąd i c h z a s a dnic z y s k ła dje s t w pe w nym s topniu modyf ikow a ny prz e z pe w ne doda tk i , a by prz ys tos ow a ć c e me nty do s pe łn ia n ia s pe c yf ic z nyc h w yma ga ń w ynika jąc yc h z tyc hz a s tos ow a ń.

3 . 3 . 5 . 3 . Wła śc iw ośc i f i z yc z no i z a s tos o w a n ie c e m e ntó w s toma to log ie / ,n y c h

Ta be la 3 . ' 20 . p r z e ds ta w ia , na pods ta w ie do tyc hc z a s ow e j p ra k tyk i k l in ic z nc |z a kre s z a s tos ow a ń pos z c z e gólnyc h c e me ntów .

Z przedstawionych w tabl icy 3.20. zas tosowań wynika , ze ogra i in ninjes t zas tosow anie cem entów do wype łnień ubytków twardych tknnek obaStosowane są w tym ce lu jedynie cementy szkło- jor iomerowe, s /klo jonoiuerow e modyf ikow a ne me ta le m, s z k ło- jonome row e modyf ikow a ne żyw ic ą ora zc e me nty krz e mia now e i k r z e mia now ofosfora rtow e . D o w ype łn ie ń tymc /a s ow yc h ubytków s tos u je s ię c e me nty t l e nkow oc ynkow o/ouge nolow e .

Ce me nty krz e mia now e prz e z w ie le l a t by ły dominując ymi ma te r i a ł a mido es te tycz nych wype łnień w zębach przednich. Jedn akże obecn ie ich s tosowanie jes t , ograniczone z powodu dostępności innych, lepszych mater ia łów.

Cementy krzemianowe; są kruche , wykazują brak przyczepności do tkanekzęba oraz dużą wrażliwość na wilgoć. Zasadniczą ich zaletą jest, wolne uwaln ia n ie f luoru ha mując e roz w ój próc hnic y . J e dna kże d ługole tn ie u t r z yma



Ml'.1 .1 B i o m a t e r i a ł y c e r a m u / . a e

R o d z a jcel i lei 11 u

Za s a d n i c z e

zas i l wowania

1 )i Klatkowezas tosowania .

(. ' y n k o w o f o s f o r a n o w e Osadzanie uzupełnie i ' i

p r o t e t y c z n y c h o r a z

ł ą c z e n i e e l e m e n t ó w

a p a r a t ó w o r t o d o n t y c z -nych lub szyny

P o d k ł a d y

' 1 l e n k o w o c y n k o w o /

e u g e u o l o w e

Ty m c z a s o w e w y p e ł n i e n i a ;

o s a d z a n i e u z u p e ł n i e ń

p r o t e t y c z n y c h ; w y ś c i e ł a c z e

O p a t r u n k i d l a

p r z y z ę b i a ;

d o w y p e ł n i e ń

k a n a ł ó w1 'ol i lui r b o k s y l a n o w e O s a d z a n i e u z u p e ł n i e ń

p r o t e t y c z n y c h ; p o d k ł a -

dy i wyście łacze

M o c o w a n i e a p a r a t ó w

o r t o d o n t y c z n y c h

lub szyny

K r z e m i a n o w e Wypełnienia w zębach

p r z e d n i c h

K r z e m i a n o w o -

f o s f o r a n o w e

Wy p e ł n i e n i a w z ę b a c h

m l e c z n y c h ; w y p e ł n i e n i a

t y m c z a s o w e

Sz k l o - j o n o m e r o w e Wy p e ł n i e n i a w z ę b a c h

p r z e d n i c h ; o s a d z a n i eu z u p e ł n i e ń p r o t e -

tycznych; wyście łacze

P o d k ł a d y ;

uszczelniaczebruzd i szczel in

m i ę d z y g u z k o w y c h

S/ .klo jouornerowe

mody l ikowane

inel ulem

Wy p e ł n i e n i a w z ę b a c h

tylnych; tworzenie

t . zw. rdzenia

S / k ł o j o l u m i e r o w e

I l lodyl iki łwane żywicą

Wyściełacze;

p o d k ł a d y

W y p e ł n i e n i a

u b y t k ó w

Wi M li III >1 l enkowo-

w n p n i o w c

Po k r y c i e m i a z g i

l al). 3.20. Zasadnicze i dodatkowe zastosowania cem entów.

nie lyeli wypełnień jest utrudnione z powodu ich dużej rozpuszczalnościi utraty anatomicznego kształtu. Również cementy krzemianowofoslorano-we są coraz rzadziej stosowane z tej racji , że dają wysoki odsetek próchni-i \ w tórnej. Pozostałe cementy stosowane obecnie do wypełnia nia ubytkówa pozbawione niedogodności wynikających ze stosowania cementów krze-

mianowych i krzemiariowofosforanowych. Większość ubytków w twardychtkankach zęba wypełnia się obecnie przy użyciu cementów szkło-jonome-row veh konwencjonalnych, modyfikowanych meta lami oraz polimeram i. Ce-ment a te maj ą gorszą wytrzym ałość mechaniczną niż ama lgam aty czy ma-

t.eriały złożone, ale posiadają wiele innych zalet decydujących o ich stosowa-niu. Tabela 3.21. przedstawia właściwości cementów do wypełnień ubytkówpodane przez Amerykańskie Towarzystwo Stomatologiczne.



. 'i .. '! , ( 'em elil y kosi .nr i s lolm ilolo ejc/ . ue .'I i:t

S/,k ło- Szkic v

Krzem ia- Szldo-j o m l l t H T I i w e

modyf ikowanej< >< ni len iwe

mod y likowaiKnowe jonoinerowe m eta lam i żywicą

Wytrzymałośćna ściskanie/ M P a /

180 150 150 105

Średnicowawyt r zym a łośćna rozciąganie/ M P a . /

3, 5 6,6 (i,7 20

Twardośćwg Knoppa

70 48 39 10

Wpływ nawrażliwość

silny łagodny łagodny łagodny

miazgi

Przeciwdziała-nie próchnicy

ta k ta k tak lak

Tab. 3.21. Cechy fizyczne cementów do wypełnień u b y t k ó w .

Główną przyczyną powstawania próchnicy uzębienia są mutacje pmiorkowców. Obecności tych bakterii nie stwierdza się na wypełnieniach n n u i l g n

matowych prawdopodobnie na skutek obecności rtęci i innych metali hamujących ich wzrost. Natomiast na wypełnieniach z materiałów złożonychrozwijają się w sposób niczym nie ograniczony. Zaś na wypełnieniach z ce-mentów szkło-jonomerowych można spotkać niewielką ilość tych bakterii .

Prawdopodobnie w wyniku ciągłego uwalniania fluoru z cementów szkło jonomerowych proces wzrostu paciorkowców jest hamowany.

Cemen ty szklo-jonom erowe p osia daj ą zdolność do uwalnianiu lluorii wniewielkim stężeniu w sposób równomierny i w długim okresie r/nsu I Iwnlnian e jony fluorkowe rea gu ją z hyd rok sya paty tem szkliwa t,worzi|c Ilu npatyt, co obniża też zdolność adhezji płytki bakteryjnej d o szkliwu Z d o l n o - .

do uwalnian ia fluoru jest bardzo w ażną cechą z punktu widzeniu I r w n l o M I

wypełnień i hamowania rozwoju próchnicy. Dlatego też wypełnieniu z i \« hcementów powinny być stosowane u ludzi o dużej podatności n n p r ó c h n i c e

W stosunk u do amalg amat ów i materiałów złożonych cementy s/klojonornerowe wykazują przewagę w zakresie posiadanego współczynniku rozszerzalności cieplnej oraz zdolności do chemicznego wiązania z tkankamizęba |17| . W przyp adku stosowania wypełnień z amalga matów i kom pozytów konieczne jest stosowanie podkładów z cementów dla izolacji cieplnej,

elektrycz nej i chemicznej miazgi od tych materiałów .Najbardziej uniwersalnym materiałem do podkładów w ubytkach glębszych oraz wyścielania w ubytkach płyt,kich są cementy szklo-jonoiucrowe



'D l .' i. l i i o i n u l . c r i i i . l y c e r u m i c z n e

Zastosowanie1 tego eerneuitu w ubył karli głębszych jest, bard zo korzystne; i ce-lowe z tej racji , że ogranicza się masę materiału złożonego czy amalgama-tu. I'o drugie cement, szkło-jonomerowy łącząc się chemicznie z tkankamizęba wzmacnia je. Z racji tej , że jest mate riałem wytrz ymał ym mecha-nicznie stanowi mocną podporę mechaniczną pod wypełnienie. Zastoso-wanie cementu szkło-jonomerowego zapewnia szczelne połączenie chemicznez t kankaini zęba, co przeciwdziała przeciekowi bakteryjnemu do miazgi. Ce-menty te są nieszkodliwe dla miazgi, dla tkanek zębia i przyzębia. Jednak wI u zy | >;uIku występowan ia bard zo głębokich ubytków i chorobowo zmienionejczy podrażnionej miazgi konieczne jest pokrycie miazgi najpierw cementa-mi o działaniu leczniczym. Na miazgę obnażoną preferowane są pokryciaz wodorotlenku wapnia, a na miazgę wrażliwą lub bolesną tlenkowocynko-wo/eugenolowe. Wodorotlenek wapnia działając silnie alkalizująco łagodziodczyny zapalne oraz pobudza aktywność fosfatazy zasadowej do wytwa-rzania. zębiny wtórnej. Z kolei cementy tlenkowoc.ynkowo/eugenolowe dzia-łają uśmierzająco na miazgę. Materiały te jednak są bardzo słabe mecha-nicznie. szczególnie preparaty wodorotlenkowowapniowe w postaci mlecz-ka. Z kolei niewskazane jest położenie na cement t lenkowocynk owo/eugen o-lowy wypełnienia złożonego, gdyż zakłóciłoby to prawidłowy przebieg pro-ce.u polimeryzacji . Dlatego też po pokryciu miazgi materiałem zawierają-cym ( 'a . (()ll)^ lub cemente m tlenkowocyn kowo/eugenolowy m konieczne jestpołożenie następnej warstwy z ceme ntu podkładoweg o szkło-jonomerow e-"< 1 lub polikarboksylanowego. Cementy jiolikarboksylanowe podobnie jak

/.kio jonornerowe są niedrażniące dla miazgi. Analogicznie jak szkło-jono-i i i e i o w e wiążą chemicznie z tkankami zęba. Mogą być stosowane na pod-kłady 1 do wyściełania ubytku, ale z racji złej transparencji nie mogą byćstosowane do wypełnień. Na podkłady stosuje się również cementy cyn-kowolosłóranowe. Jednakże obecnie są wypierane z rynku przez cementyszklo-jonoinerowe i polikarboksylanowe z tej racji , że ich skurcz w czasiewiązania dochodzi do 2% . Z tego powodu ich szczelność brzeżna nie jestdoln a 1 możliwa jest pene trac ja płynów i drobnoustr ojów przez szczelinęmiędzy ścianą ubytku, a wypełnieniem.

Do mocowania apar atów w ortodo ncji oraz do osadzania stałych uzu-p e ł n i e ń protetycznych stosowane są cementy cynkowofosforanowe oraz po-likarboksylanowe; i szkło-jonomerowe. Jedn akże cementy szkło-jonomerow enajl epi ej nad aj ą się elo tych zastosow ań z racji uwaln iania jonów fluoru,oddziaływania, na bakterie, niewielkiej rozpuszczalności, exipe)wieelniej wyt-

rzym ałości o raz a dhe zji ele> szkliw a, zębiny i wie:lu stopeiw m eta li.Porównująe' korzyści wynikające ze stosowania modyfikowanych cemen-

tów szkło-jononic rowyc h w stosu nku do koriwenejemalnye-h stwierdz ić należy,



B i b l i o g r u l i a

że modyfikacja cementu żywicą zmniejsza wrażliwość cenieni u na zawilgocęnie w trakcie zabiegu. Jednocześnie znacznemu ograniczeniu ulega uwalnianie fluoru, a tym sam ym znacznie osłabia się przeciw próchnicowe dz iałanietego materiału. Modyfikowane1 cementy mają większą wytrzymałość na zginanie, ale nie są zbyt stabilne i często ulegają przebarwieniu, dlatego teżstosowane są głównie jako podkłady ['18].

Odporniejsze na ścieranie i zginanie są cementy szkło-jonomerowe tnodyfikowane metalami, zwane cermetami. Dlatego też są stosowane do wy

pełni ania ubytków w zębach tylnych oraz do odbudo wy rdz enia zęba podkoronę.Ceme nty szkło-jonom erowe są stosowane do uszczelniania bruzd i szcze

lin międzyguzkowych. Szczególnie skuteczne są w hamowan iu próchnicy początkowej u osób z wysoką podatnością na jej występowanie.

W ostat nim okresie w Instyt ucie Szklą i Ceramiki we wspólprnc\ . W\działem Chemii Politechniki Warszawskiej opracowano technologu; wy lwa

rzania cementów szkło-jonomerowych:

a) do wypełnień ubytków,

b) podkła dowyc h z kont rastem radiologicznym,

c) do osadzania stałych uzupełnień protetycznych.

Ins tytu t Szk ła i Ceramiki p od jął ich produkcję, zaś dys tryb ucją i konfekcjonowaniem za jm uje się SP Chcm a-Elek t romet . Podczas X Srodkowoeuropc j

skiej Wystawy Produktów Stomatologicznych w Łodzi we wrześniu 201)0 r .cementy te o t rzymały nagrodę GRAND PRIX CEDR 2000 .


[1] No rm a Międz ynar odow a ISO 5833:1992(10) Im plan ts loi singel v

Acrylic resin cements.

[2] Khairoun I. i inni: Limited compliance of soinc apalilie en,lennu /»// > •

phnte bone cementu uńth clinical requirem.cnta. ,J. of M a i S c i M a l e i i.din Medicine 1998, 9, 667-671

|3 | Demian U., McDermott K.: Regulatory perspec l,ive on charaeleri uhonand tesling of orthopedic Jurne cements. Biornaterials 1998, 19, 10071018

|1| Van de' Pelt i inni: Surfa.cc rou.ghne.ss, porosiły and uietl.abilrl.y oj gentamicin - loadcd bone cements and their antibiotic rehasc. Hioiunteriais 2000, 21, 1981-87



5 t-

<

zn

A

00t -

a5

= -a

-S Xl

oc~ cT

co

E

o fi"a i~ "o5 -

•a c

_fi

fia CO

_ L—

— -o

fi

E sz ^

s o3 r—

a >=iS 4-:

•5 =3

3 &

fc °.5' — — ;

u'I :.53 §

$ §•s g•S J

o

•EQ

a,•jj

o— r-

s

§ lO

I.s

ii

-aa,a

-a

5 ys ^

-I 3c5 o

a

5 a:O3

0 2

1 ^a ><a 5

^ fiS a

a

\ S

o

o.fi

£ On«H H

a'

® 1

li 5

J

I"a,r-iSs• CŁ

"iO

r"iłO

co

I

oCnCNr i

ccal ai

có O — ;e

a Oi- afia/ •S !Scd fi £ fi a

a- co J3 a

m oai ai

fia

cćCQ

a

a

a"a

8fiCLi'Zco

o'

u

a

3 £

O

fi ^

•E S Er ; cc a;— a a;

-2 ® £

^ C;V 5i c

-5 i

"5 S3 -n

•CS ——"5 "a g

? a"a

aSr-

- s

Ś

f

~ oCa-, m

ń5c

ojoc

-i <

r-ar

~ aU' i *

a |e £

I I£ g

i oo • —S o

fe S r-i.? § cS

-S "a— 1 Ca ..

i "2

-

I 1a f~

£

<

£ >a' CN

^ cb1ar ioŁ 2' .o-j CC2s

a'•s MJ s

1 &-a avi ^X f-a OS -o

I5iś 5

5 Ś

1 ii

£aa

• S--aaaaaHO8

S

3aoso CMfi CO

S ci—

g

^ 1' i I

coa

Ii

P-Q-i-:'r-

Ca.—<

-a

1

CNCM

CT

£ ^a fa5 ficou

-a a.- oaa

f CC? Cv

I I

a

¥

"a-2

-Sr t,3, O

I o

I Ia jO ^•i-a

owa.a,-a

aO

§ 1fi

C C-- fi

- c

<d

, co

O CT~ CM

S rn•Ji O

5 £a Cg s

a<

1 S

^ fia a

i 2 a aS 5a a

ja. ss a

aa

-fi^ I

Ss ••e .5

CO '—

§ :

^ S

as

ICo -e

S:1 |

-a £ 5"o i—

rg i TI

. 1 Jr-i -i

1s

1 -—1

•

aiCo cóJ r is- —s-

X1 a -— -C;

-a j ^" Ol -a

'5 •_

jz "a

W



£ I

'j. ic

£C1 o

S

3;s13

Q

"53 V 3 X

= -g a ulm

—>. —^

- f iS*-J O- ii

r ; V— — s

uJ• X

cd >cdTi ' f i iZ £Q O c c:£ ^ 2: <

-—7 ŁOZL ____ -

y

|§0§

§|

1O

2-S

O4-Jc

s

3 X

ce|

3a

§

"O

9ss"3

a•a

ea>

acn

ag5

=3

a

o

otr-i'

sT.

s o

2

XXI

o

B>

0

cd

1

s £I ?cd OSC t jO S

s •s;

fiS"

i oin O

-u; >5,-SJX cdG a

2E—

cdg c

X£3

- " - N

3

i s I

ocoNfi£OuA

eó

cd•ciiceS

ofi

_ -a

£ Ł

oa

CG>

£Ofi £a seo _

— JB_r S

O

3

r

gTc —

.ć?X

iiCfi 0>: s4-;cd _

f <ufi 15X

"x cdfi

cd HS0 •Sbfid

[0i 3

c

2

E

fia'=C

scd2s:

fi O

I Ł

< "S

N

ue ,

•N 0'1

cd Ł'57

' f if—•

.fie s

01

'S•c

'57

fi cdŁ S

EO

£ 1-0 E?1/ 0

i

fi 5 0

— Xx z:

5 J

fcb

O . -sfi o

w p S 5" ct

5 > S N> N ^

CT "I-1* e? — - :>

=3 -z.

f

—

J.ic-az

>, cdJ

i- • —s §

S—1 XiCs-

>> 5s^ s-

S fi i?Sc

33°a

Xs

a ^cdJ X

>> fi•i ->5 T7

• 5 - M— —X a

>, iSSI

P C/2

5P

= iX -

ii N•< -

X 3— X

l - S

§ cS

i ' A

£s

1I

I

.5 -s f

o)o S

= 0

l i .

a

| ri

s -0 8r/ g

2 S

1 s

• fi cq a

1

Si

LOLO

1 ^I fi5 cn

•5 C

g so

^ 1



.'(. l i i o i r i ł i t c r i i i l y c c r a m i c z n e

S / k l o 1 5 S 5

'15% Si0 2 , 5% P 2 0 5 , 24 . 5% Ca O , 24 . 5% N a 2 0

M a t e r i a ł y s z k ł o - c e r a m i c z n e

Materiały apatytowo - whitlockitowe (CaO - P2O5)

Składniki główne: Ca 5[(0,F)|(P0 4)3] - apa tyt

C a 3[P 0 4]2-whit locki t

Dodatki modyfikujące : Na 2 0, MgO, Si0 2 , B 2 0 3 , F

Materiały apatytowo - wollastonitowe (CaO - P2O5 - (SiOi > 30%))

Składniki główne: Ca 5 [ ( 0 , F ) | ( P 04 ) 3 ] - apa tyt

CaSi03 - wollastonite

Dodatki mody fikujące: MgO, Na 2 0, I< 2 0, B 2 0 3 , A 1 2 0 3 , F

Piezoelektryczna szkło - ceramika

(CaO - A120 3 - Si0 2 - P 2 0 5 )

Składniki główne: AIPO4 - berłinit

C a 5 [ ( 0 , F ) | ( P 04 ) 3 ] - apa tyt

S i0 2 - osnowa szklista

Mechanicznie obrabialna szkło - ceramika

(CaO - P 2 0 5 , I< 20 - MgO - A I 2 O 3 - Si0 2 - F )Składniki główne: l<CMg3[AlSi3()io|F - flogopit fluorowy

A l M g 04 - spinel

C a 5 [ ( 0 , F ) | ( P 0 4 ) 3 | - apa tyt

S z k ł o d l a r a d i o t e r a p i i

( V , . 0 ;! - A l 2 ) , - S i 0 2 , ( S m , D y ) 2 ) 3 - A l 2 ) 3 - S i 0 2 )

Fenomaynetyczna szkło - ceramika dla hipertermi

l ' e 2 0 3 L i 0 2 - A l 2 0 3 - S i 0 2 - P 2 0 5 )

Skład niki główne: LiFesOs - ferryt litowy

F e 2 0 3 - hematyt

(A l20r,— Si()2— P 2 0f,) - osnowa szklista

Tal). 3.22. Tab.3.22. Bioaktywno szkła i materiały szkło-cerarniczne



3/1. liioH.kt.ywiK* szk lłi i i na 11 *ria} y s /k lo i crail l l i / .m

0 otw a r tyc h pora c h , j a k porow a ta <,oraniika korundo wa ( p a l i / 3 . '. ! . I ) . O p r a

cowane zos ta ły rówri ioż porowate tworzywa s /klo-eera iniezne o podobnejwłaściwości.

Szkła resorbowałne wykorzystywane mogą być również jako nośniki leków s łużące spowolnion emu , wydłu żonem u w czas ie ich dozowaniu. Czynio-nc są próby łączenia z sobą różnych mater ia łów i wytwarzania bioaktyw-nyc h kompoz ytów z udz ia łe m s z k ie ł , mie dz y innymi j a ko s k ła dników ma sspaja jących. Dąży s ię tą droga do uzyskania mater ia łów o zwiększonych pa-

r a me t r a c h w yt r z yma łośc iow yc h .P ie rw s z e b ioa k tyw ne s z k ła z os ta ły opra c ow a ne w 1970r . p r z e z LLI Ie u-

c ha |1 ] , N a le ża ły one do uk ła du N a 20-Ca 0-S i02-P20r> Późnie j po ja w i ły s n ;s z k ła fos fora now e o s k ła dz ie odpow ia da jąc ym mine ra łom: a pa ty tow i l luorowemu Ca,5[(0,F) | (PO/Oaj , whit łocki towi Ca3(P()4)2, apa tytowi i wollas toi i ltowi CaSiOa lub apa tytowi i ber ł ini towi A I P O 4 ora z a pa ty tow i 1 l l o g o p i t o w i

f luorowemu KMga[Si3A 10io]F2, po przekrys ta ł iz owa niu za wi er a j ąc f i 1111ne ra ły j a ko s k ła dnik i g łów ne . Ma te r i a ły s z k ło-krys ta l i c z nc o składzie l i n g o

pitu f luorowego, który ma s trukturę wars twową, poddają s ię ła two o b r ó b e i

me c ha nic z ne j ( tw orz yw a obra b ia łne me c ha nic z n ie ) .

Akty wno ść biologiczna szkie ł i ma ter ia łó w szkło-ceramiczn ych je s t rez u l t a t e m ic h s k ła du c he mic z ne go , a pona dto w ynika z e s pe c yf ic z ne j na turys ubs ta nc j i s z k l i s t e j j a ką z a w ie ra ją . P rz ykła dy b ioa k tyw nyc h s z k ie ł i ma . t rr i a łów s z k ło c e ra mic z nyc h prz e ds ta w ia t a b l i c a . 3 . 22 .

3 . 4 .2 . N a t u r a s z k ł a i m a t e r i a ł ó w s z k ł o - c e r a m i c z n y c h

Cia ła s ta łe mogą is tnieć, w dwóch różnych postac iach krys ta l iczne j 1 bez.postac iow ej (am orf iczn ej) . Tę drugą repre zen tują że le , smoły ora / , . /kinnieorganiczne i szkl is te pol imery organiczne . ' lYwałość postac i zewnęl 1 z uc j1 właściwości me chan iczne up od ob ni a ją szkła do c ia ł krys ta l icznych I ł ra fsym etr i i oraz upo rządk owa nia da lekiego zas ięgu w rozmieszczeniu M m l i i i

ków tworzących s trukturę wewnętrzną szkie ł i wynika jąca s tą d r / o| . top i n

właściwości czyni je zbl iżonymi pod względem budowy do c ieczy o l i n i d / o

dużej lepkości (> 1023 d P a s ) .Sz kła odróżnia ją s ię od s ubs ta nc j i k rys ta l i c z nyc h o podobnym s k ła dz ie

c he mic z nym tym, żc* ich właściwości nic z mie nia ją s ię w obrębie poszezegńlnych z ia ren w sposób kierunkowy, lecz są jednakowe ( izotropia właściwości) .O grz e w a ne prz e c hodz ą s topniow o z pos ta c i c i a ł a k ruc he go do w ys okole p

kiego i c iekłego, czemu towarzyszy odbywająca s ic ; w sposób c iągły zmianaodpo wiedn ich właściwości; proces ten jes t, odwra ca lny. Prze jśc ie e ia l k rysta l icznych w c iecz i odw rotn ie odby wa s ic w śc is łe określonej tem pe ra tu rze



. '( . U l ou i ł i l c i l a ł y c c r i m i i c z a o

Rys. 3.17. punkty G i G' na krzywej.

(temperatura topnienia i krystalizacji) , a towarzyszy temu skokowa zmianaw 1 aśe i wości (rys .3.17 .).

Natomiast na krzywej studzenia lub ogrzewania szkieł występuje cha-rak te rys tyczny punk t , w k tórym nas tępuje jedynie zmiana nachylen ia k rzy-wej zależności objętości lub innej właściwości szkła od temperatury. Jest tomoment., kiedy lepkość szkła przekroczy wartość 1() 13 dPas i staje się onociulem kruchym. Temperatura odpowiadająca ternu momentowi nosi nazwętempera tury t ransformacj i Tg lub zeszklenia (witryfikacji) .

Sl ruktura szkła jest w zasadzie zamrożoną wysokotemperaturową struk-tura cieczy, zależy zatem od sposobu studzenia lub ogólnie, termicznej his-torii szklą. Wpływa to również na właściwości szklą, które mogą zmienić sięw pewnych granicach w zależności od tej historii . Przykładem jest objętośćwłaściwa szkła

W normalne j tem pera turze d la subs tanc j i s ta łe j w łaśc iwa jes t s t ruk t urakrystaliczna , a zatem szkło jako zamrożony stan wyso kotem peraturo wy manadmiar energii swobodnej w porównaniu ze stanem krystalicznym. Wynikastad reaktywność chemiczna, ważna cecha biomateriałów. Szkło dążyć teżbodzie do osiągnięcia stanu równowagowego, odpowiadającego minimumeneiru swobodnej wykazując skłonność do krystalizacji . W niskich tempe-raturach hamowana jest ona skutecznie przez bardzo dużą lepkość, lecz wtemp eratu rach wyższych, zwłaszcza powyżej tempe ratu ry /'<,, proces tenmoże przebiegać szybko.

Struktura szkieł jest przedmiotem intensywnych badań od wielu lat ,obok składu chemicznego ma ona bowiem decydujący wpływ na właściwościi praktyczne zastosowanie materiałów szklistych. Mimo to współczesna kon-



. '{ /I . l i i o a k t y w n e s z k l ą i m a t e r i a ł y s / . k l o c e r a m i c z n e . '1 .1

H.ys. 3.18. Schematyczny dwuwymiarowy obraz struktury Si() > a) w .hu ikrystalicznej, b) - w postaci szkła.

cepcja struktury szkieł nie została do końca ukształtowana. Najistotniejszajest dziś koncepcja nieuporządkowanej więźby przestrzennej jako pod:. tuwowej cechy struktury szkieł stanowiącej istotę stanu szklistego. Skłonnośćdo polimeryzacji i tworzenia przez daną substancję trójwymiarowej więżbyprzestrzennej przyjmuje się za kryterium jej zdolności do tworzenia szkła.Sub stanc je takie określa się trad ycyj nie jako szkłotwórcze. Ich przykład em

są SiO'2; B2O3, P2O5 tworzące spolirneryzowane aniony zbudowane z czwo-rościanów koordynacyjnych utworzonych przez atomy tlenu w narożach 1 odpowiędnie kationy Si 1 ' , B 3 1 lub P5|~ w centrum. Połączone s; | one narożarni, które obsadzają wspólne im atomy tlenu (tzw. tleny mostkowe) I worżąc trójwymiarową więźbę przestrzenną podobną do charn.ktorystyo/,ne|dla polimerów, stąd szkła bywają też określane jako nieorganiczne pohmcry (rys.3.18.). Wiązanie czworościanów więźby poprzez tleny nio.tkowtcechuje się znaczną elastycznością, która daje możliwość zmiany kątówmiędzy czworościanami i sprawia, że ich rozmieszczenie może l>v< pozbuwionę geometrycznej prawidłowości (rys.3.19.) , charakterystycznej dla suI>stancji krystaliczn ej. Plastyczność stru ktu ry sprawia, że w stru ktur ze szkląmogą współwystępować różnorodne składniki chemiczne. Szkło może tezprzyjmować wtrącenia gazowe lub krystaliczne.

W szkłach o złożonym składzie chemicznym obok składnika więźbo

twórczego występują składniki określane mianem modyfikatorów (alkalia,metale ziem alkalicznych). Wiążą się one z anionem (tlen) zrywając wiązu,nia pomiędzy czworościanami tworzącymi wiez.be i powodując jej częściową



. 'i . B i o m a t e r i a ł y c e r a m i c z n e

O Vq n"o*oO o ° 0 0 o* o O

pS9 o

o ^ , O o

5 ° Q 0o « o ° A o , 0 , o •p-O 9 o 0 2 "

ó 6 O v

Rys. 3.19. Str ukt ura szklą krzemianowego sodowego.

depolimeryzacjc. W szkłach krzemianowych, do których należy większośćszkieł użytkowych konsekwencją depolimeryzacji i osłabienie więźby, jest ob-niżenie temperatury mięknięcia szkła, zmniejszanie jego lepkości, odpornoś-ci termicznej oraz zmiana szeregu innych właściwości. Wpływ modyfikato-iów zniczy jednak od siły wiązań pomiędzy mod yfikatorem a czworościanamiwię/by Zustupienie sodu przez wapń zwiększa odpo rność chemiczna szkieł

i temperaturę ich mięknięcia. Jest to szczególnie widoczne w przypadkuI >n ink ty w u yeli szkieł fosfora now ych. Szkła fo sforano we sodowe są w wodzierozpuszczalne i niskotopliwe, zaś gdy zawier ają wapń st ają się tru dno rozpu-szczalne, wytrzymują wysokie temperatury ale wykazują skłonność do krys-talizacji . ( 'zęśeiowa depolimeryzacja i osłabienie więźby przez modyfikatoryczyni strukturę szkła bardziej elastyczną co zwykle rozszerza dozwolony za-kres zmienności składu chemicznego w jakim szkło może się tworzyć (takzwany obszar szkło twórczy). Umożliwia też wprowadzenie do jego skła dunowych składników, wcześniej przez strukturę szkła nieakceptowalnych.

Warunkiem powstania szklistej postaci substancji nieorganicznej jestcl.E l yoz . I I O ŚĆ struktury w stopniu pozwalającym aby tworzące ją elementy

kładowo (wielośeiany koordynacyjne, atomy) mogły przyjmować różne po-ł o ż e n i a względem siebie, wolne od uporządkowania dalekiego zasięgu jak wstruk tura ch krystalicznych, nic- wywołując równocześnie naprężeń powodu -jących jej rozerwanie i krystalizację. Konieczne jest również działanie w stru-

kturze szkła czynników stabilizujących stan niouporządkowania strukturyi zapobiega jących jej reorganizacji , pod wpływem czynników zew nętrznych,



! }. '! . H i o j i k l yw nc s / l < l a i m i i l c i i i i l y s / . k l o r r n n i i i i / n r I

w stru ktu rę uporządk owan ą, krystaliczną. Spełnia tą mię 'polimery zowa nawięźba, jeżeli wiązania chemiczne w niej są dostatecznie mocne nic i elastyczne a niekiedy również różnego rodzaju domieszki |2 | .

Szkło zatem jest to ciało stale, o elastycznej strukturze wewnętrzneji stabilizowanym jej nieuporządkowa niu (model stru ktu ry riicuporządkowanej, giętkiej) [3].

Więźba szkła może być utworzona nie tylko przez jeden składnik, leczrównież przez zespoły więźbotwórcze, w tym zawierające substancje, które

same; nie są zdolne do jej tworzenia ( A I 2 O 3 wraz z Na 2 0 i SiOj , Al PO/)i Si02, luł) dają się wprowadzić w skład więźby jedynie wraz z drugim skład-nikiem w odpowiednich proporcjach pomiędzy nimi (CaO i A1 20;t, Te( )•.i PbO). W tworzeniu więźby wieloskładnikowej uczestniczą chętnie substancje strukturalnie izotypowe tj . o podobnej geometrii struktury kry:. tuliczne j : k rys toba l i t (S i0 2 )-berłinit (AIPO4 ), krystobalit (Si0 2 ) HPO.i Szklnkrzemianowe, w których zawartość Si02 jest mniejsza niż .r)0% mol., nic mnją trójwymiarowej więźby krzemionkowej. Ich strukturę tworzą niowiolknzesp oły czworościanów S i04 połączony ch kat ionam i meta li, spelninją< \« 11

w klasycznych szkłach rolę modyfikatorów . Po dob ną st ruk turę mnji) ' / .kinfosforanowe o zawartości P2O5 mniejszej niż 50% mol. , 111.in. niektóre bioaktywne szkła apatytowe. W tych szkłach, nazwanych szkłami odwróconymi(invert glasses), różnica pomiędzy składnikami szkłotwórczymi a mo dy li ka-torami zaciera się i wspólnie tworzą więźbę przestrzenną spełniając funkcjęwięźbotwórczą.

W odniesieniu do więźby wieloskładnikowej możliwe są dwa przypadki:

1) dodat kowy składn ik więźbotwórczy w sposób statystyczny wbudowuje się w więźbę podstawową na zasadzie podstawień i z o n i o r l i e z u y e h

(A l3+ w szkłach krzemianowych) - więźba ciągła jednorodna,

2) w strukturze szkła występują niezależne elementy więźby obu nul/njów - więźba niejednorodna nieciągła, lub też fragmenty to poh)ozouisą w jeden szkielet - więźba niejednorodna ciągła.

Bioaktywno szklą fosforanowe i fosforanowo-krzemianowe są odpowiednimprzykładem więźby niejednorodnej ciągłej. Specyfiką szkieł jest, to że w ichstrukturze można połączyć substancje które nie tworzą razem związkówchemicznych, lub związki takie są mało trwale. Przykładem może być Si<);.i P2Or>. .Jest, to możliwe wówczas, gdy w strukturze szklą znajduje się skład

nik który jest, zdolny tworzyć związki o dużej trwałości z obydwoma tymisubstancjami jak m.in. Al, który z Si() 2 tworzy liczne krzemiany a z P 20" ,tworzy bardzo trwały AIPO.|. Spełnia on rolę łącznika pomiędzy obydwotnn



.'i. I J i o i r i H l r i i i i l y c c r i n n i c z n e

0 o

1 I- o - S i - 0 - Si - 0 - Na

i i ^N a0 i ~ 0 O1 i i i

- O - Si - O - A L - O - P - O - N a> i i i i

° N a 0 0 0i IN a i i l i i

- O - A L - O - S i - O - A l - O - P - 0 - A L - 0 -i i i i 1 i0 0 1 0 O o1 I I I I I

- 0 - S i - 0 - S i - O - S i - 0 - A l - O - P - O -i i I i i i

0 O | o o o1 I I I I I

Uys. 3.20. Klastery krzemianowe i fosforanowe w stru ktu rze szklą z układu

A b O y - i w S i O a .

omawianymi składnikami, a więźba szkła składa się z klasterów krzemia-nowych i fosforanowych (rys.3.20.) . Podobną rolę może pełnić Ca, co mamiejsce w krzemianowo fosforanowych materia łach bioaktywnyc h.

Składniki pozawięźbowe struktury które same nic uczestniczą w tworze-niu .polimeryzowanej wieźby szkła spe łnia ją różnorodn e role:

I) osłabiają więźbę zrywając mostki pomiędzy jej elementarni - rnody-likatory,

'.!) lokują się w lukach więźby wysycając jej lokalne niedobory ładunku,

3) zajmują przestrzenie interstycjalne i oddziaływają na aniony więźby,wpływając na siłę wiązań z pierwiastkami więźbotwórczymi, a tymsamym na ich zdolności więźbotwórcze i trwałość samej więźby,

I) tworzą kompleksy m. in. dające efekty barwne,

I) W postaci obojętnych drobin a nawet cząstek koloidalnych lokują sięw pustych przestrzeniach więźby.

Wiele materiałów bioaktywnych otrzymuje się poprzez przekrystalizowanie• / .kin jako substan cji wyjściowej. Otrzy muje się wówczas m ateriał y szkło-kiysluliczno inaczej dewitryfikaty, w literaturze światowej określane jakoszkło - ceramika. Rodzaj powstających w szkle substancji krystalicznych

oraz kolejność ich tworzenia nie zawsze odpow iada tej, jaka powinna wynikaćze stężeń poszczególnych składników w nim występujących.



3 / 1 . l i i o a k t . y w n c S / . k lł i i m i i t e i i a l y : . /k l o r c r a i r i i i V I K

Procesy krystalizacji szkieł wieloskładnikowych poniżej temperaturymięknięcia przebiegają zwykle w sposób wieloetapowy, zgodnie z następującymi zasadami |4 | :

Zasada loka lnego nasycen ia . Powstan ie k rys ta l i tów nowego związkulub fazy jest możliwe, gdy koncentracja składników chemicznych osiągnielokalne stężenie nasycenia w obszarze większym niż wymiar krytyczny jejzarodka, pomimo malej średniej zawartości któregokolwiek z nich w całejobjętości szkła.

Z a s a d a s y n c h r o n i z o w a n y c h p r z e m i e s z c z e ń . P o w s t a n i e p o ł ą c z e ńkrystalicznych w obrębie strukt ury szkła odbywa się przez przemieszczaniesię kationów pozawięźbowyeh i wzajemne dopasowanie się ich pozycji orazelementów więźby odpowiadających anionom nowych związków. Występuje tendencja; że pierwsze krystalizują połączenia złożone głównie z pinwiastków najsłabiej związanych z więźba (składniki pozawięźbowe). a ink •na jb l iższe s t ruk turze szk lą , z k tó rego powsta ją , lub na j ła tw ie j da jącym uoddzielić fragmentom ich więźby.

Powy żej te mp era tu ry mięknięcia, g dy lepk ość szkł a jest, dosta,I,ci zimm a ł a ( < 1 0 - 4 dP as ), jego krystalizacja podobn ie jak w cieczy przebiegaprzez powstawanie wolnych zarodków wytrącających się związków oraz ichrozrost.

Biomateriały szkło- ceramiczne powinny być drobnokrystaliezne, gdyż

warunkuje to dużą ich wytrzymałość mechaniczną i małą kruchość. Abyto osiągnąć, można prowadzić tak obróbkę termiczną szkła, aby najpierwwykrystalizowały w formie drobnoziarnistej składniki pozawięźbowe. Spelniają one rolę zarodków, na których następuje spontaniczna krystałizncja głównych składników mineralnych w całej objętości szkła (ki ystalizncjnheterogeniczna). W niektórych szkłach można wywołać częściowy rn/pndpierwotnej więźby szkła i rozdzielenie się jej na dwie fazy szkliste o różnymskładzie (likwacja). Drobne krople odmieszanego szkła rozsiane w obrębiigłównej fazy szklistej jako matr ycy spe łnia ją również rolę za rod ko w ki\talizacji . Krystalizacja rozpoczyna się łatwo od powierzchni ziaren d In legoniektóre biomateriały wytwarza się z proszków szklanych przez ich sprnsowanie i spieczenie.

W materiałach szklo-eerarnieznyeh wykrystalizowane składniki tkwią wszklistej osnowie, zwykle wzbogaconej w S1O2. Dzięki elastyczności struktury szklą spójność takiego przekrystalizowanego materiału nie tylko zostaje

zachowana, lecz nawet jego właściwości mechaniczne są lepsze niż wyjśeiowego szklą. Ma to miejsce szczególnie wówczas, gdy powstające kryształymają rozmiary rianoinetryeziie (nano-inateriały).



.! IH . 'i . I i i o i in i t . c r i a . ly c e r a m i c z ne

. ' { . <1 . 3 . Z jaw is ko b ioaktyw noś c i s zk ie ł i s zk ło-ceramiki

Zdolność wiązania s ię szkie ł bioaktyw nych i impla ntów szkło-ceram ieznychz t ka nka kos tną w orga niz mie s t a now i prz e dm iot l i c z nyc h ba da ń po le ga ją-cych in. in. na śledzeniu in vi t ro zmian na powierzchni mater ia łu pod wpły-wem roz t worów, symu lującyc h ludzk ą plazm ę krwi (SBF) o składz ie : 142,0Na ' , 5,0 K 1 , 2,5 Ca 2 +, 1,5 Mg 2 + , 130, 0 C l " , 27 ,0 H C 0 | _ , 1 , 0 1J P0 2 _ , 0,5SO , m.M a także doświadczeń in vivo. Stw ie rdz ono , że t a k w prz ypa dkutworzyw ty pu Bioglass®, Cera vi ta l® , jak i ma ter ia ł ów szk ło-ceram ieznych

a pa ty tow o-w ol la s ton i tow yc h Ce ra bon e ®, w iąz a nie z żyw ą ma te r ią kos tnąroz poc z yna s ię od pow s ta n ia pow ie rz c hniow e j w a r s tw y w z boga c one j w w a pńi los lor . Tworzy ją hyd rok sya pat yt zaw iera jący cząs teczk ę węglanową o zde-f e k tow a ne j s t ruk turz e , t j . ba rdz o b l i s k i a pa ty tow i kos tne mu.

N a konta kc ie tka nki kos tne j i impla n tu tw orz y s ię w a r s tw a r e a kc yjna .Je j szerokość za leży od właściwości mater ia łu. Niekiedy jes t ona wąska i poo k r e s i e 1 - 1 miesięcy od operac j i ma grubość 20/ . tm, lecz da le j nie poszerzas ię. Na kontakcie tworzyw szkło-krys ta l icznych apatytowo-wollas toni towychuzyskuje- ona szerokość dochodzącą do 150 um i w związku z rozwojem ko-m ó r e k kostnych zwiększa s ię w c iągu ki lku la t od ich wszczepienia .

Mechanizm tych procesów jes t z łożony [5,6,7] , Najnowsze badania udo-wodniły, że jes t on opa r ty na z jawisk u rozpu szczan ia inkon grun etne go [8,9] ,Roz pus z c z a nie t a k ie odróżnia s ię od pros te go roz pus z c z a nia c i a ł s t a łyc hly iu , ze do roz pus z c z a jąc e go roz tw oru s k ła dnik i s ubs ta nc j i r oz p us z c z a ne j

przechod zą w innych propo rc jac h niż w te j sub s tan c j i występ ują. Na grani-i v s ubs ta nc j i r oz pu s z c z a ne j i r oz tw oru na s tępuje bow ie m w yt rąc a nie s ięnowych związków tworzących s ię na skutek reakcj i pomiędzy składnikamiprz e c hodz ąc ymi do roz tw oru i s k ła dnika mi roz tw oru .

Pod w pływ e m dz ia ła n ia p łynu f i z jo log ic z ne go (SBF) na s z k ła b ioa k ty-wno i ma ter ia ły szkło - ceram iczne ( pi l SB F wynosi około 7,0) nas tęp ujes topniow a de s t rukc ja s t ruk tury s z k ła pod w pływ e m dz ia ła n ia jonów Cl - ztego płynu na jony Ca 2 ' w s t ruk turz e s z k ła , z a ś jony N a+ u l e g a j ą w y m i a n i ena jony wodorowe w nim zawarte , co zrywa mostki t lenowe więźby krzemia-nowej i lub fosforanowej szkła . Następuje depolirneryzac ja więźby i s top-n iow e n i s z c z e nie s t ruk tury s z k ła , k tóre j s k ła dnik i s ą na s tępnie w ymyw a new formie jonów Ca 2 1 i P O 3 - , z a ś krz e mionka prz e c hodz i p r z ypus z c z a ln iew lornię ła two rozpuszcza lnego kwasu or tokrzemowego H, |Si( ) , - i . Na granicyma te r i a łu i p łynu f i z jo log ic z ne go na s tępu je hydro l iz a kw a s u or tokrz e mow e go

i wytracanie s ię uwodnionych krzemianów wapniowych CaO - SiOy - I laOl.ypu toborm ory tu, związku po wsta j ącego w czas ie hyd ra tac j i i wiązania ce-me ntu por t l a ndz kie go , k tóry s k ła da s ię z k rz e mia nów w a pnia . G dy ma te r i a ł



! l ) . 1 . U i o i r i i i t o r i i i l y e c i i i i n i c z ne

• stopniowa dest rukc ja stru ktu ry wrwn<;i rznoj mat eriału pod wpływemeliemie/.riie aktywnych składników roztworów

• tworzenie się na powierzchni materiału warstwy substancji stanowią-cych prod ukt hydrolizy niektórych z wymytych składników o raz /lu bprodukty reakcji pomiędzy składnikami pochodzącymi z materiału i zo tac-zaj ąeego roztw oru.

• stopniowe, selektywne wymywanie składników warstwy powierzchnio-wej i narastanie na niej substancji biologicznie zgodnej zdolnej do

zrastania się z żywą tkanką (hydroksyapatyt) .

• przyłączanie się osteoblastów i procesy komórkowe prowadzące dot worzenia się kolagenu inineralizowanego apatytem kostnym.

Szybkość tych procesów cząstkowych musi być odpowiednio zharmonizowa-na. . Zbyt szybkie rozpuszczanie nie pozwala na wykształcenie się warstwyhydroksyapatytu, gdy jest zbyt wolne, tworzy się ona zbyt długo i nie nastę-puje połączenie implantu z kością. Zaletą bioaktywnych szkieł jak i materia-łów szkło ceram icznyc h jest, że możn a wpływać na szybkość tych procesówprzez zmianę zawartości składników głównych oraz wprowadzać dodatkizwiększające aktywność chemiczną (alkalia, fosfor) lub zmniejszające (bor).Możliwe jest. także wprowadzenie tą drogą ziem rzadkich [15].

3 1.1. I b i o a k ty w n o s z k ła i m a t e r i a ł y s z k ł o - c e r a m i c z n c

• I 1 1.1. Sz kła bio akt yw ne

'/, po ród opracowanych przez llencha szkieł bioaktywnych należących dou k ła d u \ a j ( ) - ( : a 0 - S i ( ) 2 - P 2 0 5 (rys. 3.21.) o nazwie handlowej Bioglass®najlepiej dotąd zbadane pod względem właściwości biologicznych jest szkło15S5 o składzie 45% Si 0 2 , 24,5% CaO, 24,5% Na 2 0 i 5% P 2 0 5 [1]. Cechujesię ono wytrzymałością na rozciąganie 42 MPa i modułem Younga 35 GPa.Stosowane jest, m.in. do wypełniania ubytków kostnych, oraz w protetyceucha środkow ego i jak o imp lanty kości szczękowych. Jeg o aktyw ność bio-logiczna zmienia się w szerokim zakresie w zależności od zawartości CaOi \'.i ,(). Pr/,y około 50% zwartości Si() 2 , 20% lub większym udziale Na 2 0

'.kio staje sic; rozpuszczalne w środowisku biologicznym co wyklucza jegoużycie jako implantu.

II. I . 1.2. A paty tow o m ate ria ły szk ło - ceram iczn o

Czynnymi składnikam i bioaktywnych szkieł i materiałów szkło - ceramicz-nych są głownie lóslo rany w apnia. Zwiększenie ich udzia łu w skład zie szkieł



.1 . 1 B i o a k t y w n o .- ,/ k ln i m a t e r i a ł y s / k l o i i r a i n i iV I I I

S l0 2A

/ \

Rys. 3.21. Sk ład ch emiczny szkieł bioaktyw nych o różnej zdolnuś' i tworzeniuwiązań z kośćmi (wg [14|); poza trzema składnikami zuziim .niivmlna tró jkąc ie szkła za wi era ją 1-10% P2O5; A wiązanie |>i> :tll ilun r lilub krótszym czasie, B - brak wiązania, reaktywność /byt mułu tbrak wiązania, reaktywność zbyt duża, D - brak wiązaniu, -/U " u. niltworzy.

wyw ołuje s i lną tende ncje do kry s ta l izac j i . Z te j przyczy ny możliwe je 1o t r z ymy w a nie ma te r i a łów s z k ło ce ra mic z nyc h o duże j z a w a r tośc i fos fora nóww a pniow yc h z b l iżonyc h s w ym s k ła de m c he mic z nym do c e ra mik i hydroks y-a p a t y t o w e j .

I c h g łów nymi s k ła dnika mi s ą : Ca 3(P04) 2 - f os fora n t ró jw a pniow y (ortofos foran ) (3- whit loc ki t , apa tyt f luorowy Ca- , |F(PO.-i) ;i | oraz mc ta lós ló ran

C a 2 P 2 0 7 . Jednak fosforan t rójwapniowy i apa tyty w ich czys te j pos tac i na-l e żą do s ubs ta n c j i o w ys okie j t e mpe ra turz e topnie n ia 161 f>-1022 ( ' . W u kład z i e d w u s k ł a d n i k o w y m C a 0 - P 2 05 krys ta l i z a c ja Ca , i (PO . | )2 jako głów negos kła dnika z a c hodz i , gdy s tos une k Ca O do P2 0r, jest, większy 111/ 1,11. ( H1 z\ma ny s top na tyc hmia s t p r z e krys ta l i z ow uje , a uz ys ka ny ma te r i a ł w yki t /n j idużą kruchość.

Z doświadcze ń nad otrzy myw aniem tych mate r ia łów wyniku, /<• ws sol .1teni] )e ra tura topn ienia i związane z tym duże s tra ty lós loru na .kul ' I łoiności oraz niek orzy s tna grub okr ys ta l iczn a s truktu ra , los loranćiw piaw ia jąże nie są one inte resu jące w swej czys te j pos ta c i dla technologii wytwarza niub ioma te r i a łów . U kła dy o s k ła dz ie z b l iżonym do Ca2 P 2 0 7 , l o p i o n c w o k o ł o

1100 C poz w a la ją uz ys ka ć dobrz e w ykla row a ne s z k lą . O grz e w a ne u le ga jąkrys ta l i z a c j i . N a jp ie rw pow s ta je me ta fos fora n w a pnia (720(I C), a nus tępnie Ca 2 P 2 0y . W c e lu obniże nia t e mpe ra tury topn ie n ia i popra w y s t ruk tury

prz e krys ta l i z ow a ne go ma te r i a łu do s k ła dów odpow ia da jąc yc h lós lóra i iow it ró jw a pniow e mu i a pa ty tow i d od a je s ię inne sk ła dnik i , a mia now ic ie : S i ( ) , ,A 1 2 0 ; I , M g O , K 2 0 , N a 2 0 , F .



4 H i o i l i H t r r i ft l y e e r m n i c z i K

Wprowa dzanie tych dodatkó w w rożnych proporcjach pozwoliło stwierdzić,że w takich wieloskładnikowych szkłach o rodzaju k rystalizującego fosforanudecyduje przede wszystkim stosunek zawartości CaO i P 2 O 5 . Jeżeli jest onwiększy od 1,0 następuje krystalizacja apatytu i fosforanu trójwapniowegojako składników głównych. Wprowadzenie 10-20% S1O2 kosztem P2O5 przyodpowiednio wysokiej zawartości CaO sprawia, że temperatura topnieniaszklą sic obniża, a głównymi związkami powstającymi w czasie krystalizacjinadal są apatyt i fosforan trójwapniowy. Obecność A I 2 O 3 oraz MgO w ilościpowy żej .">% ut ru dn ia to pien ie i krys taliz ację. Obe cność fluoru obniża tem -peraturę topienia, lecz sprzyja niekorzystnej gruboziarnistej krystalizacji .

Jako najbardziej korzystny można uznać następujący skład szkła: 20,0%PjOs, 15% CaO, 30,0% Si0 2 , 5,0%, MgO i 1,0% CaP2- Szkło takie otrzy-muje się w tem pera turz e 1430-1450° C. Krystalizuje w tem pera turz e 835 C(główna krystalizacja) do 1100° C, z wytworzeniem apatytu i fosforanu trój-wapniowego oraz niewielkiej ilości CaSiOs (rys.3.22, szkło 45) [15].

I l \ s :',:.':.'. Krzywe DTA krystalizacji szkieł z układu Mg-AIaOa-CaO-SiOa-r.-Or,; T, t temp. transformacji, 7'y - temp. mięknięcia, '/'„ - temp.

nnkleacji; teruj), krystalizac ji: !).n apatytu, I\Wi whitlockitu, - I\wo

wollastonitu, l\ v f pirofosforanu wapnia, l),i, herliiiitu (A lPO j).



3 . 4 . B i o a k t y w n o s z k ł u i i i i i i lo r i u l y s / k l o c e r a m i c z n o . '. '. l

Handlową Ibnnę szklo-ccramiki apat.yl.owoj reprezentuje ( 'KR A VITAb®|l(>|zawierający w swym składzie m.in.: 5 - 10 NiijO. O,.1) 3,0 Kj O , 2,5 - 5,0MgO, 30 - 35 CaO, 40 - 50 Si() 2 , 10 - 50 P 2Or, (%wag). Zbudowany jestz apatytu w szklistej osnowie. Dzięki obecności znacznej ilości alkaliów,które wiążą SiO'2, powstaje znaczna ilość szkła krzemianowego, tworzącegoosnowę a w niej krystalizują krzemiany wapnia i magnezu. Szklista osnownpoprawia właściwości mechaniczne materiału wpływa również korzystnie ruijego bioaktywność. Wykazuje on wytrzymałość na ściskanie 500 Ml'a, a na

zginanie 100 - 150 MPa. Stosowany był na protezy elementów ucha środkowego.Materiały drobnokrystaliczne o dobrych własnościach mechanicznych,

wytworzyć można przez sproszkowanie wytopionego szkła (ziarnu rzędukilku mikrom etrów), wysokociśnieniowe prasowanie i następnie ich sp ur /enie. Przez spiekanie szkła o podanym poprzednio składzie w tempiTul ui 1

1150° C otrzy mu je się drobnokrystalic.zny mate riał złożony z apaty tu i winilock i tu /3 -Ca 3 ( P 0 4 ) 2 o twardości około 700 kG/rnnr zawierający równic,niewielką domieszkę wollastonitu.

Połączone w ten sposób techniki szklarska i ceramicz na po zwalają uz\kać tworzywa znacznie bardz iej jednoro dne o lepszych własnościach mecha-nicznych w porównaniu z typowymi materiałami ceramicznymi.

3 . 4 . 4 . 3 . M a t e r i a ł y a p a t y t o w o - w o l l a s t o n i t o w o

Ma teriały sz kło-ceramiczne z awierające jako podstawow e subs tancj e a patyt i fosforan trójwapniowy wykazują dużą kruchość. Zmniejsza ją niecoobecność wollastonitu. Jego wydłużone kryształy zapobiegają bowiem rozprzestrzenianiu się pęknięć. Aby uzyskać tworzywa szkło ceramiczni ' o nowych właściwościach, modyfikuje się składy tak, aby oprócz apatytugły powstawać również inne fazy krystaliczne. Wollastonil ( 'a SiO i popiawia właściwości mechan iczne apatytowyc h materiałów szkło e n ny< lid i o p sy d C a M g ( S i 0 3 )2 oraz anortyt Ca(Al2Si20,s) zwiększają ich odporno •chemiczną i twardość. Najbardziej znane są obecnie tworzywa apatytowowollastonitowe ze względu na dużą wytrzy małość na zg inanie i dobre z rastanie się z kośćmi, potwierdzon e eksper ymen tami ria zwierzętach i praktykąkliniczną.

Jeden z twórców tych materiałów, Kokubo podaje na przykładzie matęriału o składzie: MgO 4,0, CaO 4-1,9, Si0 2 43,2, P2Or, 1(5,3, CaP 2 0 ,3%wag. ,

że tworzywo to otrzymane przez prasowanie proszku w postaci szklistejma wytrzymałość na zginanie (mierzoną w atmosferze N-j) - 120 MPa, amateriał o trzym any z proszku przetrzym ywanego w 870 ( ' w celu wywoła



I .1 I t i o m a l c i i .i l y r c i i i i i i i iv . n c

ma krystalizacji - I II Y1l'a. Materiał ogi/cwa ny w tem pera turz e 1050°Cora/, 1200 C w celu krysta lizacji wollastonitu jako dodatkowego składn i-ka i polnego przekrystalizowania / , pojawieniem się whitlockitu zwiększyłwytrzymałość ria zginanie tworzywa odpowiednio do 193 i 243 MPa. Do-datek sodu w ilości do 5% wag. Na 2 0 zmniejsza lepkość szkła i ułatwiaformowanie z niego wyrobów, zwiększa też zakres temperaturowy i składówchemicznych, z których można otrzymać szkło. Obniżeniu ulega temperatu-ra, krystalizacji apatytu (810-880° C) i wollastonitu (900-960° C) w przy-padku szklą o składzie: P 2 0 5 11,2, CaO 31,9, Si02 44,3, MgO 2,8, K 2 0 0,2,

Niw O 1,0, Ca P 2 5,0% wag.Próby z wprowadzeniem do szkła Al 2 0 3 l u b Z r 0 2 wykazały, że tlen-

ki te mają negatywny wpływ na przebieg krystalizacji , a ponadto hamujązrastanie się tworzyw z żywą tkanką kostną. Podczas krystalizacji glin, atakże magnez wraz z krzemionką i częścią wapnia tworzą resztkową fazęszklistą wyraźnie wzbogaconą w te t lenki. Duża zawartość glinu czyni tos/klo chemicznie odporne i mniej bioaktywno.

Mater ia ł CERABONK® o sk ładz ie podobnym do podanego powyżej ,składający się z apatytu Caio (PO^g (0,F) oraz /?-wollastonitu CaSiOgspojonych szklistą osnową posiada wytrzymałość na ściskanie 1060 MPa,na zginanie 215 MPa, moduł Yunga 118 GPa, wytrzymałość na kruche pę-kania (Wic) 2.0 MPa.rn 1 /2 |17],

Ostatnio opracowano materiał szkło-cerarniczny, w którym wollastonita. ia pio no bezglinowym kan asy tein fluorowym (1<2 N'a,t Ca g Si 1 2 )3 0F,(, któ-

ry c c c l n i j e się dużą wytrzymałością na zginanie (300 MPa)[18j. Stanowi on.yntetyczny analog strukturalny minerału należącego do krzemianów gru-powych (Na,K)5Ca. .1[ (OH,P)3(S i io025 ) |.

3 .4 . '1 .4 . B ioak tywno tworzywa p iezoe lek t ryczne

Współczesna medycyna do przyspieszenia gojenia się złamań kości stosujemikroprądy elektryczne. Nasunęło to myśl opracowania tworzywa zawiera-lacego składniki mineralne o własnościach piezoelektrycznych które podwpływem nacisków mechanicznych w trakcie ruchu kończyn generują ładun-ki elektryczne. Takie właściwości piezoelektryczne ma niskotemperaturowaodm iana Al PO ,- berlin it . Szkło o składzie: Na 2 0 24,1-26,1, CaO 21,7-

A 12( );j 11,0-12,2, P 2 0 5 31,6-33,6, F 6,1-10,9% przekrystalizowującda |e tworzywo złożone z fluoro apaty tu i berlinit ,u. Krystaliza cja przebie-ga lepiej, gdy szkło zawiera 1-6% tlenków żelaza. Powstają wówczas fosfo-rany żelaza spełniające rolę nukloatorów krystalizacji apatytu i berlinit ,u.'lYudność stanowi otrzymanie AIPO.,| w formie berlinit,u, gd.yż w wyższych



VI. HioH.kl.ywm> s / .kla i ma ter i ały s /kl o cera mic zne

tempera tur ach przechodzi on w odmiany o s t ruk turze t rydymitu a n n s t ę p

nic> kry sto bal itu , któ re nie są pieozo cłektry czne |l!)|. Właściwości piezoelektryezne wykazuje też kompozyt apatyt-kolagen o odpowiedniej teksturze.

3 .4 .4 .5 . Mater ia ły obrab ia lno n iecha i i icz i i ie

Niektóre materiały szklo-ceramiezne mają unikalną właściwość: ntożna imnadawać ksz ta ł ty m etodami s tosowanymi w obróbce mechaniczne j m eta l i .Wykazują one równocześnie dużą wytrzymałość i odporność na pękanie.Cechy te zawdzięczają drobnym płytkom miki, która stanowi główny składnik krystaliczny tych materiałów [20]. Jest to mika typu flogopitu fluorowegoK M g 3[A lS i0 3OiolF2. Opracowane zostały również tworzywa zawierająceobok flogopitu, kordieryt Mg"2A131A1Si5O]s] i spinel AlMgO.i, co zwięk zaich wytrzymałość.

Aby materiał był obrabialny, płytki miki muszą m i e ć o d p o w i e d n i e w \

miary, stykać się ze sobą i stanowić około 2/3 całkowitej objętości tworzywaZnane są tworzywa szkło - ceramiczne obrabialno mechanicznie, które

wyróżniają się szczególnym kształtem blaszek miki. Płytki f logopitu są zakrzywione i tworzą sferyczne agregaty przypominające w przekro ju przeciętegłowy kapusty. Ich wymiary dochodzą do 100/tm. Wygięcie płytek flogopitunas tępuj e wskutek nap rężeń wewnętrznych w jego strukturz e. Wyw ołuje sięje przez zmianę składu chemicznego i wprowadzenie glinu w pozycje zaj-mowane przez magnez. Obok agregatów flogopitu tworzywo to zawiera kor

dieryt. Wyróżnia się znacznie lepszą podatnością na obróbkę i wysoką wytrzymałością. Jest dobrze tolerowane przez organizm człowieka 1 znalazłozastosowanie w chirurgii .

Opracowano też materiał obrabialny bioaktywny PI()VI\I(I I '" | l ' i | , Zawicra on płytki f logopitu oraz apatyt, który nadaje mu aktywność biologiczrią. Kry stal iza cję obu związków popr zedz a zjawisko odm ie ,zanin .topów (likwacja). Jest to w tym przypadku proces złożony. Powstać bowiempowin ny dwa typy odrnie szanyc h cieczy obok siebie. Krople jedne j z nn li 1wzbogacane w Mg, Al, K i Na i przechodzą w szkło krzemianowe, z któngokrystalizuje flogopit. Krople drugiej mają charakter wapniowo łosiom,nowyi krystalizuje z nich apatyt f luorowy. Kroplo obu szkieł rozproszone są wszklistej matrycy bogatej w krzemionkę.

Materiał ten cechuje wytrzymałość na ściskanie 500 Ml'a a na zginanie•")()() MPa, jego odporność na kruche pękania wyrażona wartością K/< • wynosi

0,5 - 1,0 MPa. m1

/'2

.Otrzymywanie ' tworzyw llogopitowo-apatytowyeh polega na uiii iejętnym w ywoływaniu od mieszania, takiego, aby p owstały trzy różne chętni



. ' ( . l i i o i i i i i t c n i i l y c e r a m i c z n e

eznie fazy: apatytowa, l logopitowa oraz matryca szklista, a następnie prze-prowadzeniu krystalizacji przez odpowiednią obróbkę termiczną w zakresie610-1050° C. Konicx:zne jest ścisłe utrzymywanie odpowiednich proporcjipomiędzy zawartością Mg, Al i alkaliów oraz zawartością Ca i P w szklewyjściowym.

BIO VE RIT ® znalazł zastosowanie w chirurgii kostnej do sporządz aniaimplantów, wkrętów oraz płytek łączących, w chirurgii ucha środkowego -do sporządzania protez fragmentów tego organu, w stomatologii do wytwa-rzania protez korzeni zębów i inn. Jego zaletą jest to, że ostateczny kształt

protezy lub implantu jest nadawany przez chirurga.

3 . 4 . 5 . l i i o c e m e n t y

Bioccmerity i cementy kostne, ze względu na właściwości są atrakcyjnymmateriałem dla chirurgów i dentystów. Służą one do wypełniania ubytkówkostnych w które można je wprowadzać drogą iniekcji . Właściwości plas-tyczno cementów pozwalają dowolnie kształtować je in situ stosownie dopotrzeb i uzyskać dokładne wypełnienie miejsca implantacji .

Dobre cementy powinny posiadać cechy takie jak: bioaktywność, właś-c i w o ś c i mechaniczne zapewniające wytrzymałość na duże i zmienne obcią-żenia, krótki czas wiązania (zwykłe 5 - 7 min.) oraz łatwość przygotow ania(pal rz 3.3).

Opracowan e dotąd cementy, jeszcze w mał ym stop niu spe łnia ją te wy-

maganiu, niemniej stosuje się je w dentystyce jak i ortopedii . W dentystyceużywane są jako wypełniacz ubytków kostnych oraz miazgi zębowej i wleczeniu paradento zy. W chirurgii używa się je do mocowania endop rotez,stawu biodrowego, kolanowego i in. a także do uzupełniania ubytków kościzarówno pourazowych jak i pooperacyjnych.

( 'einonty mogą być nasycane antybiotykami, które są stopniowo uwal-niane, zapobiegając powstawaniu stanów zapalnych.

Najszerzej jako cementy stosowane są samo polimeryzujące się masyakrylowe, (cementy PM MA ). Sk ład ają się orie z fazy stałej w formie proszku,którym jest polimetaakrylan metylu oraz fazy ciekłej to jest monomerowegomet akrylanu metylu (MM A). Polimeryz acja następ uje j)o zmieszaniu ob ukladników i ma charakter egzotermiczny. Cement twardnieje po 15 min.

Interesujące właściwości posiadają cementy żywiczne, jak 4 - MIOTA- MMAI PP , gdzie TB B to tri-n-bu tyl borane . Pozw alają one uzyskiwać złącza

kość met al o wyt rzym ałości 7.0 MPa. Łączą się one z ceram iką tkenko wą

i hydro ksyap atytem lub fluoroapatytern, z bioszklami i mate riałam i szkło-cerainicznymi, uz yskując wytrzyma łość 15 MPa . Wprowadzenie biologicznie



. 1. 1 . B i oa k t yw no s y . khi i i na t . o r i n .l y s z k ł o oo r a i n i o / . no

aktywnego napełniacza jakim hydroksyapatyt |)o|>rawia właściwości inoohanioy.no cementu, przyspieszając zrastanie się kości.

Oba rodzaje1 cementów wywo łują jednak szereg ubocznych skutków ,związanych rn.in. z ich kurczeniem się w czasie wiązania i pękaniem orazspowodowanym tym przedostawaniem się cząstek cementu do krwioobiegu.I 'odjęto więc próby wytwarzania cementów opartych o fosforany wapnia, wtym otrzymane przez krystalizację szkła.

P ie rwszy cement fos foranowy opar ty by l na Ca 4(P 04 )20 i Ca l i PO,lub jego dwuwodnej postaci. Twardniał on jednak dopiero po 30 minutach.Skrócenie czasu twardnienia było możliwe przez dodanie obojętnego roztworu fosforanów. Fosforan czterowapniowy pod wpływem dwuwodorowegofosforanu wapniowego twardnieje po 2 min. Dodanie do wiążącego rozt worufosforanu dwuwapniowego, l ignatu sodu lu b chitosanu ułat wia tworzenie n.hydr oksy apaty tu pod wpływem SP F. Zjawisko wiązania występuj e t< gd\na fosforan czterowapniowy działa się roztworem kwasu fosforowego

Szkła z uk ładu Ca0-S i02 - P 2 O 5 - Cap2 twa rdn ieją już w ciągu I nimpo zadaniu roz tworem CaN Ii^PO^.H2O. Prze t rzymywanie w symulowanympłynie fizjologicznym (SPF) wywoływało tworzenie się hydroksyapal.yl.11wzdłuż granicy ziarn i wzrost wytrzyma łości już po 3 dniach. Cementy opaite są na tych szkłach lub na materiale szkło - ceramicznym z układu < '11O

P 20,5 - Si02 oraz żywicy PIS - C.MA (bisphenol-x-glicidyl-niethacrylato).Dodatek fosforanu amonowego korzystnie wpływał na właściwości incolia1 liczne cementów. Okazały się one porównywalne lub lepsze niz. cementów

PMMA, przy czym cechują się dużą bioaktywnością.Z dotychczasowych danych wynika, że na właściwości cementów bioak-

tywnych istotny wpływ wywierają reakcje pomiędzy fosforanem wapniu lul>szkłem fosforanowym w zględnie fosforanowe - krzemianowym a rozl wornmiodpowiednich soli .

Badania wiązania cementów opartych o szkła lóslóranowo w a p n i o w e M

skład zie bliskim whitlo ckitow i, prz y zastosowań i u dwu ro dzajó w rozl wmówwiążących, a mianowicie 3M roztworu wodnego ll.tPO,|, oraz .7 1 roztworuwodneg o (N11,1)2IIPO,1 z 1% dodatk iem IJ3PO4 pozwoliło zaobserwował 00nas tępuje .

Oba te roztwory wchodziły w reakcje ze szkłami. W rezultacie po zakończonym wiązaniu j)ast złożonych ze szkła i roztworu pojawiły sic; nowofazy krystaliczne. Jak wykazały badania XRD ich rodzaj zależny byl odskładu chemicznego roztw oru, w mniejszym stopniu od składu chem icznegoszkła. Ogólnie należy stwierdzić, że w wyniku działania roztworu kwasutworzyły się związki lepiej wykrystalizowane niż gdy użyto roztworu foslorami amonowego. Pod wpływom działania roztworu kwasu losłorowego



,'i . H i o i N i i I e n i i t y c e r a m i c z n e

krysta lizow ały kwaśne fosforany brushyt ('al l|l 'O.i| 2112C), uwod niony los-loran wapnia, uwodniony dwuwodoroldsldran wapnia, dwuwodorofosforanwa |>nia i monety t CJ i - i I I [ ] | .

Wobec fosforanu amonowego tworzył się hydroksyapatyt, fosforan dwu-wapniowy, whitłockit . Gdy szkła zawierały krzemionkę tworzył się hille-brandyt C |S i O 4 ] H2O i k i l ła ła it Ca,3 S ia O7. 41i2O a w cementach z wy-sokosodowych szkieł powstawał również NaP03.

(lomcnty bioaktywne wzmacniane włóknami węglowymi lub hydroksya-

patytern tworzą bioaktywne kompozyty o zwiększonej wytrzymałości rao-chaniczriej |22|.

3 . 1 . 6 . B i o a k t y w n e m a t e r i a ł y p o r o w a t e

Poszukiwania implantów możliwie jak najbardziej zbliżonych własnościamido substancji pochodzenia naturalnego skierowały uwagę na tworzywa poro-wate o porowatości takiej, jaką mają elementy kostne organizmów żywych.

W chirurgii naprawczej kości ważnym problemem jest, uzyskanie trwa-łego i stabilnego zespolenia wszczepu lub wypełnienia z żywą tkanką kostnąprzez wrośnięcie jej w pory ma teria łu. Odpowiedni rozmiar porów i połączeńmiędzy porami decyduje o przenikaniu i mineralizacji tkanki, dając dobre1 trwale połączenie impla ntu z kością (patrz 3.2.4).

Można je otrzymać przez spiekanie proszków szkieł fosforanowych oodpowiedniej zdolności krystalizacyjnej z substancjami rozkładającymi się

w temperaturach ich spiekania z wydzieleniem składników gazowych, któredziałają spieniające. Stosowane jest też spienianie z wymywalnym wypeł-niaczem nieorganicznym, z wykorzystaniem podłoża organicznego oraz innetechniki stosowane w produkcji porowatej ceramiki [23].

Materiały takie otrzymano na bazie szkieł metafosforanowych z niewiel-ką ilością dodatków korygujących ( P 2 O 5 65,3, CaO 25,4, SiOa 3,6, A I 2 O 3

1,3, MgO 2,7, l< 20 0,9, Na 2 0 0,04% wag.). Szkło odpowiednio rozdrob-nione miesza się z 3% dodatkiem węglanu wapnia, prasuje i poddaje obróbcetermicznej jedno- lub dwustopniowej, w wyniku czego powstaje tworzywoporowate dobrze przekrystalizowane.

Podobnym sposobem otrzymano szkło o porowatości około 60% z pro-żku szklanego o składzie Ca(POa)2 (główny składnik) i A1[P04]. Średnica

porów wynosiła ok. 100/im. Zależy ona od uziarnienia proszku CaCO.j [15].Tworzywo szkło-krystaliczne porowate wytworzono również ze szkła meta-

lo,słoninowego (P 2 0 5 64-69, CaO 21-26, A1 20 3 2-4, MgO 0-2, Na 2 0 2-3,T i ( ) 2 l-2%wag.), a jako czynnik spieniający użyto CallPO/i (10-20%wag.).(, 'echuje się ono porowatością otwartą 30- 10%.



: M . I ł i o a k l y w n o s z k l ą i m a t e r i a ł y s z k ł o c r r a i i i i c z h c ' .! '." •

Wszczepy kostn e z tych tw orzyw ł atwo zr as ta ją Mię z tkank ą kos tną.Warstwa przejściowa między obu materiałami ma szerokość 250/mi. Najlepszym rozwiązaniem są kompozyty z porowatą warstwą na powierzchnii zwartym wy sokow ytrzymały m rdzeniem szklo-ceramicznyin.

3 .4.G .I . Otrzymywanie mater ia łów porowatych metodą z wypełn iaczemnieorganicznym

liys. .3.23. Schem at technologiczny otrzymyw ania szklistych materiałów watych z zastosowaniem wypełniacza nieorganicznego.

Jednym ze sposobów otrzymywania materiału porowatego jest zastosowanienieorganicznego wypełniacza (rys.3.23.) . Polega on na spiekaniu mieszaninynieorganicznej soli oraz sproszkowanego szkła. W celu uzyskania materiału o odpowiedniej porowatości, ziarna soli (Na 2SO,|) o uziarnieniu poniżej0,0 mm miesza się z proszkiem szklanym oraz prasuje a następnie spieka.

Uzyskany w ten sposób materia! poddaje się działaniu wody destylowani ' , !w temperaturze 30-100° O celem wymycia soli |2-1|.



'.M O . ( M i o i i i n t e r i n l y c e r a m i c z no

. '{ .4 .6 . 2. O t r z y m y w a n i e ? m a t e r i a ł ó w p o r o w a t y c h z, z a s t o s o w a n i e m p o d ł o -ż a o r g a n i c z n e g o

Rys. 2>1. Schemat otrzymywan ia tworzyw porowatych metod ą osadzania masylejnej na podłożu z gąbki poliuretanowej.

Wytwarzanie szklistego materiału porowatego polega na osadzaniu prosz-ku szklanego z mas lejnych na powierzchni gąbki polimerowej (rys. 3.24.).Rozkład podłoża po l iu re tanowego nas tępuje do temp era tur y 635 C .

Gąbkę polimerową zanurza się w masie przygotowanej z roztworu zło-ż o n e g o z jednej części I J 3 P O 4 i dwóch części wody oraz mieszanki szkiełfosforanowych (w stosunku 1:1). Jest to cement bioaktywny o krótkim cza-sie wiązania (5 minut). Zastosowanie jego pozwala na uzyskanie trwałegoproduktu w temperaturze pokojowej, a ogrzewanie pozwala na wypalenie

się gąbki w temperaturze 550 ( 1 i swobodne prowadzenie procesu spiekaniaw tem pera turz e 800° ( ' |25| .



• '( . I . H io akl yw iic s / .k la i tnal .< i4 i al y s z k ł o r e i n n u c / n t : : t l

Uzyskane szkliste materiały porowate w zalezności od zastosowanej metody otrzymywania charakteryzowały się różną teksturą i porowatością kt.óra może się zmieniać w zależności od pre paratyk i i o dobrych param etrachwytrzymałościowych.

3 . 4 . 7 . S z k ł a d l a r a d i o t e r a p i i i h i p e r t e r m i i

Szkła z uk ładu Y2O3- Al20 3 -Si02 są stosowane od ponad 10-ciu lat w le

czeniu raka wątroby drogą lokalnego napromieniowywania guzów nowot-worowych. Mikrokułki o średnicy '20-40/.tm z takiego szkła są aktywowaneza pomocą strumienia neutronów powodującego przejście Y-89 zawarł ej',o wszkle w radioaktywny izotop Y-90, który jest emiterem promieniowania okrótkim półokresie trwania (64,1 godz.) . Kulki wprowadza się przez lęl nu <

wątrobową a strumień krwi niesie je do wnętrza wątroby, gdzie ze względuna swe wymiary zatrzymywane są w kapilarach guza nowotworowego

Duża odporność chemiczna szkła glinokrzemianowego sprawia, ze awarty w nim Y nie rozprzestrzenia się po organizmie. Napromieniowanierna charakter miejscowy i nie niszczy innych tkanek, mimo dużej jego intensywności. Dzięki krótkiej trwałości izotopu Y - 90 zmniejsza się ono szybkodo bezpiecznego poziomu [26,27].

Itr zastępuje się też niektórymi pierwiastkami ziem rzadkich (Sin, I >y,Ho) co pozwala otrzymać szklą o zróżnicowanej aktywności radiologicznej.Szkła z radioaktywnym itrem i dysprozem lub samarem mogą też znaleźć za

stosowanie w radiofa rmac eutycz nym leczeniu artrety zmu reumatoidalne) ',o[28,29].

Mikrokułki można wytwarzać przez obtapianie proszku szklanego w pinmieniu palnika tlenowo-acetyłenowego.

Komórki rakowe obum iera ją w tem pera turz e przekracza |ąee| 13" ( 'Lokalne przegrzanie miejsc zaatakowanych przez, nowotwoi ( h i p e i I c i m l a 1

stanowi jed ną z perspektyw icznych me tod terapii nowotworowej |)o w \ lwar zania lokalnych źróde ł ciepła w obszarze; zmian n owotworowych mogąbyć użyte wszczepy z materiałów szkło-ccraniicznych o właściwościach leiromagn etycznych . Nag rzew ają się one w zmiennym polu ma gnetyczn ym,dz ia ła jącym z zewnątrz , wytw arza jąc po t rzebną tempera turę . In tensywnośćtego nagrzewania maleje w pobliżu ich punktu Curie, wynoszącym około50° C.

Są to materia ły szkło ceramiczne zawierające ferryt l i tu w osnowie ze

szklą z układu A U O 3 - S i 0 2 - P2O5 a także materiały zawierające magnetyt(K03O4, 40% mas.) w osnowie (60% mas.) z wollastonitu (Ca0.Si0 2 ) 1 Inz.yszklistej. Modyfikac ja skhtdu tych ostatnich , przez wprowadzenie kilku pro



, 1. I i j o i i i a l c r i n l y c e r a m i c z n e

crut: UoOa i P 2Or, powoduje, że I,worz.y się apatyt, i nabierają one właściwościbioaktywnych |30| . Mogą być szczególnie użyteczne w leczeniu raka kości .

3 . 4 . 8 . S z k ł a i s z k ł o - c e r a m i k a w d e n t y s t y c e

3 . 4 . 8 . 1 . C ementy s zk ło - j o i iomerow e

Od początku la t 70- tych w dentys tyce szerokie zas tosowanie zna laz ły ce-me nty s z k lo- jonome row e ( a ng . g la s s - ionorne r c e me nt s ) (pa t r z roz dz ia ł 3 . 3 ) .leli pods ta w ow ymi s k ła dnika mi s ą s z k ła g l inokrz e mia now e z a w ie ra jąc e f lu -or oraz pol imer ( j ono me r) ulega jąc y w roz tworze dysoc jac j i , jonow ej , s tądna z w a .

( 'emcri ty szkło- jonom erowe zas tosow ali po raz pierwszy w 1965 r . Wil-son i Kent |31j . Skład s tosowanych w nich szkie ł opiera s ię o układ Si( )2 -AK O .-i - C a P 2 i mieści się w zakresie: Si02 40 - 60, A1 2 0 3 '20 - 30, CaF 2 2.5 -35 (% ma s . ) . Ca F 2 jak o źródło f luoru jes t częściowo zas tępowan y przez Na Fi Na.jAlFn (kryol i t, ) z uwagi na w iększą rozpusz cza lność i ła twie jsze uwaln ia-nie f luoru do roz tworów gdy występuje on wraz z sodem. Glin wprowadzasię też częściowo jako A I F 3 . Sz klą do c e me ntów jonome row yc h z a w ie ra jąpona dto A lPO . i a t a kże t l e nk i Ba i S r k tóre z mnie j s z a ją prz e pus z c z a lnośćpromie ni r e n tge now s kic h c o c z yni w ype łn ione n imi ubytk i w ykryw a lnymirentgenologicznie . Si02 i A1 20;; nadają szkłom odpowiednie właściwości me-c ha nic z ne . Sk ła d c he mic z ny t a k ie go s z k ła p rz ykła dow o, może prz e ds ta w ia ć

ię nas tępująco: Si( )2 29,0; A1 2 0 3 16,6; CaF 2 34,3; Na 3 A lF 6 5,0; A1F 3 5,3;

AlPO .i <),<) (% mas.).Większość cementów szkło- jonomerowych składa s ię z proszku i płynu.

Proszkiem jes t opisane szkło gl inokrzemianowe z f luorem (do '23% mas) .Składnikami płynu są na jczęście j kwas pol ia lke inowy i pol iakrylowy. Skład-n ik ie m a k tyw ując ym w iąz a nie j e s t w oda , bądź w odny roz tw ór kw a s u t a r -t a row e go. O próc z w ymie nionyc h s k ła dników g łów nyc h do c e me ntów w pro-wadza s ię komponenty wpływające na kolor , szybkość wiązania i inne ichwłaściwości.

Wiąz a nie c e me ntów s z k ło- jonome row yc h ma c ha ra k te r r e a kc j i c he mi -cznej , kwasowo-zasadowej . Kwas pol ikarboksylowy lub inne kwasy zawartew p łynnym s k ła dniku c e me ntu u le ga ją dys oc ja c j i e l e k t ro l i tyc z ne j i uw a l -niaj;) jony wodorowe (11 1 ) . Pod ich wpływem nas tępuje wymycie ze szkłakat ionów Na 1 , C a 2 1 , Al3"1" . Kationy te łączą s ię z anionowymi grupamikwasów, powodując , ich łączenie s ię. W rezul tac ie powsta je mało s tabi lnyżel. W nas tęp nym e tapie , dos tarc zan e przez szkło ka t iony A1F.J , A1 P2 ' ,AT 1' łączą krzyżowymi w iązaniami cząs tki pol imerowe i nas tępu je tward-n ie n ie c e me ntu . Pow s ta je p rz e s t r z e nnie us ic c iow a na os now a pol ime row a o



3.1. I t io i lkty Wlie s/k lll I m at er ia ły .s/.k li) rei am n /li c . '.1.1

dużej zawartości gl inu i wapnia, która spaja ziarna szklą S/k lo jes t w zbogacon e w S i0 2 , na skutek wymycia części pozostałych składników co poprawiajego właściwości m echan iczne a zarazem właściwości cem entu. Procesy t isieciowienia polimerów przyspiesza s ię przez naświet lanie s trumieniem świat ławidzialnego (cementy świat ło utwardzalrie) .

F luor zawarty w cemen cie jes t s topniowo uwalniany i dyfuridujo powolido zębiny oraz szkliwa poprawiając ich właściwości . F luor bowiem zastępuje grupy OH w strukturze apatytu z szkliwa co wydatnie podnosi jegoodporność na rozpuszczanie w środowisku jamy ustnej . Obniża też adhezjędo szkliwa płytki bakteryjnej . Jest to is totna zaleta cementów szkło-jonomorowych [32].

Przew aga cementó w szkło-jonom erowy ch nad tradycyjny mi polega I <•/.

na ich lepszej przycz epności do zębiny i szkliwa m.in . dzięki wiązaniom wod orow ym oraz za p omocą jon ów C a2'" , pomiędzy polimerem a ap aty temGorsze natomiast sana ogół ich właściwości mechaniczne, ( 'cleni u li poprawy w skład proszku wprowadza s ię ziarna materiałów o dużej twa ido-., iWz mac nia s ię je między innym i kulis tymi ziarnami s topó w srebru lub umaigamatu [33] . Opracowano cementy zawierające ziarna spieków metali zeszkłem (cem enty szkło cerm etowe) . Jako składnik cem entów proponuje nteż s tosowa ć przek rystalizowanie szkło zawiera jące kanasyt f luorowy (( 'a-,

i N a 4 _ x Sii2 O30 F,t 0 < x < 1) [35]. Duża twardość i mała ścieralnośćcech u je mater ia ły zaw iera jące ty tan .

3 . 4 . 8 .2 . S z k ł o - c e r a m i c z r i e z a m i e n n i k i p o r c e l a n y

S tomato log ia es t e tyczn a p os zu k u je mater ia łów , k tóre p oza d ob rymi w in -c iw oś c iami m ech an iczn ymi w yk azu ją cech y op tyczn e b l is k ie p o jad an ymprzez na tur aln e zęby. W szcze gólno ści ma ją one cechow a.' się opale.«< ri« | i)i przeświecalnością, przy czym powinny być one zróżnicowane I ,n Owi. i ma i ibyć dobrze przeświecalne, zaś od koron wymaga s ię mniejszej p i/ . wie. alności i s i lnej opalescencj i .

Mate riały den tystyc zne o takich właściwościach m ożna otrzyma, przezkierowaną krystalizację szkieł (materiały szkło - ceramiczne) . Dobierają,warunki nukleacj i i krystalizacj i os iąga s ię potrzebny s topień przeświecałności i opalescenc j i , nawet s tosownie do indywidua lnych w yma gań. Jeden zesposo bów ich wytwar zania polega n a spiekaniu proszku szkła z układu Sit )•>- A1 20;{ - Ko O - CaO- P2O5 - F . Spiekanie | )olączo ne jest z krystalizacjąleucytu (I<2[AljSiaOo| ) , nukleowana przez powierzchnię proszku. W wyższejternperat ,urze ma miejsce objętościowa krystalizacja apatytu. Inny materiałszklo-ceramiczuy o podobnych właściwościach otrzymuje s ię przez k rys lali



. 1 I ł io i im le r i a ly eor a i r i i c / ao

zucjt; szkieł z układu Si()•_> - bM ) Zr( I '.>().<,. W czasie spiekania proszkutakiego szkła pow stają nanokry sztaly ZrO2 <> wielkości 100 run oraz fosforanlitu |30|.


111 I Icnch L.L., Splinter R.J., Allen W.C., Greelee T.K.: Bonding mecha-nizm al. the. interfa.ee of eerarnic prosthetic rnaterials, J.Biomed. Ma-ter. Hcs. 2, 1971, 117-41.

|'.!| Stoch I,.: Szkła o mieszanej więźbie, Ceramika, Polski Biuletyn Cera-miczny, Prace Komisji Nauk Ceramicznych PAN, Oddz. W Krakowie,10, 1992, 5-25.

|3| Stoch L.: Flexibility of structure as a criterion of glass formation andsta.bili.ty, Optiea Applicata, 30, 2000, 647-55.

| l| Sto ch I/.: Structural therrnochemistry of solids, Thermochim. Acta,I 18, 1989, 149-64 .

|5| Yamamuro T., llench L.L., Wilson J.: Ilandbook of Bioaetme Cera-mics, CRC Press, Boston 1990, V.I. Bioactive Glasses and Glass-Ce-ramics.

|(i| Anderson 0.11., Karlson K.II.: On the bioacitwity of silicate glass,

•I.Non-Cryst. Solids, 129, 1991, 145-51.|7| Ohtsuki Ch., Kokubo T., Yamamuro T.: Mechan ism of apatite forma-

hon on ('a, O - St O2-P2 O5 glasses in simulated body fluid, J.Non-Cryst .Solids , I 13, 1992, 84 -92.

|8| Ciecińska M., Stoch L.: Mechanism of the bioaetme of S1O2-P2O5-('aO-Na.2 O glasses and simulated body fluid interaction, Ceramics ,Polish Ceramic Buli. , Papers of the Commission on Ceramic Science,1'olish Acaderny of Science, Kraków Div., 53, 1997, 16J1-76.

|'ł| ( 'ieciiiska M ., Stoch L., Dud a A.: Surface nucleated crystallisationof wolla.stonite and wollastonite apatite glasses, Ceramics, Polish Ce-r a mic Puli. , Papers of the Commission on Ceramic Science, PolishAcaderny of Science, Kraków Div., 49, 1996, 109-23.

|I0| Ohtsuki ('. , Kokubo r l\, Yamamuro T.: Mechan ism of apatite for-mation 011 ('a O-Si O 2 -1 '2 O

r> glasses in a. simulated body Jluid, J . N on-

(Iryst. Solids, 143, 1992, 8 I 02 .



1 5 i b l i o | ' , l a l i a

| l l | Kim II.VI., Miyaji I ., Kok ubo I'., Niikiunurn I Hond.mg strcnglli ojbonelike apatite layer l.o 'l'i metal suhsl.ru h\ J.Hiomcd. Matei'. Mes.Appl. Biomatcr. 38, 1997, 121-27.

|12| Miyazaki II.M., Kim I-., Miyaji F., Kokubo T., Nakamura'1'.: Apatileformation on chemically treated tanta.lu.rn metal in body ernrironmcnt.Biocerarnics, vol. 9, 317-20. Ed. Kokubo T., Nakarnura T., Miyaji F,Elsevier, Oxford 1996.

[13| Xynos I. , Hukkanen M.V., Batten J.J., Buteryl.D., Hench L.L., FolakJ.M.: Bioglass Ą5S5 stimulates osteoblast. Calcif. Tiss. lut,. 67, 2000,321-9.

|14] Hench L.L., Ethridge E.: Biornaterials. An inlerfacial. approuch A< <demie Press. New York 1975.

[15] Stoch L., Świątek A., Stęgowski M.: Otrzymywanie Inouktywnych m u

terialóiu szkłokrysla licznych drogą spiekania proszków s klaiiyeh. ('mimika, Polski B iuletyn Ceramiczny, Prace Komisji Nauk ( Icmiiueznyi liPAN, Oddz. W Krakowie, 40, 1992, 47-64.

[16] Brómer H., Deutscher K., Blenke B.: Properties of the bioaetine nnplant "Ceravital", Sci. Cerarn., 69, 1977, 219-25.

|17| Kokubo T.: Novel bioaetme rnaterials derwed frorn glass , Pol. Soc.

Esp. Ceram. Vid. (Proc. XVI Int. Cong. on Glass, Madrid, v. I, 31Cl, 1992, 119-37).

|18| Miller C.A., Reaney I.M., James P.F., Hatton P.V„ Kokubo I' O lassceramics for bone tissue repair, Pro c. Int. Corigr. on (lin: ., I dnibourgh, Scotland 2001, v.'2, 601-2.

|19| Vogel W., Holland W.: The developrnenl of bioglass ccmnm fm no

dical applications, Ang ew. Chem (Int.. cd. Fng lisli) 2(i, I9H7, '7 I I

[20] Vogel W.: Claschernie, Leipzig 1983, str. 310-22.

['211 Stoch L., Ciecińska M., Środa M., Bułka R.: Tlić proccss of glasspowders binding in bioaetme cements and eornposil.es, ('erarriies, I 'olisliCeramic Puli. , Papers of the Commission on Ceramic Science, PolishAcaderny of Science, Kraków Div., 57, 1998, 231-13.

|22| ('iccińska M., Stoch I..: lhoaclivc (Hass-('eramic (Uimposites, ProcInt. Congr. Glass, lOdinbourgh, Scotland 2002, v. 2, 878-7!).



.'i . U i o i i i n t c r i a l y c c r a i n i c z n e

|23| Michałowski S., Jacgenuun '/., Karaś .).: Forrnowariic pianek korun-dowych do zastosowali medyczny ch, Szkło i Ceramika, 53, 2002, 2-8.

|2 l| Vogel •) .: Porous glasses by a sali - sintering process, Ceramics, Polish(leramie Puli. , Papers of the Commission on Ceramic Science, PolishAcademy of Science, Kraków Div., 57, 1998, 105-11.

|25| (liecińska M.: Bioaktywne porowate materiały szkło-ceramiczne, Ce -ramika, Polski Biuletyn Ceramiczny, Prace Komisji Nauk Ceram-icznych PAN, Oddz. W Krakowie. 40, 2001, 878-88.

|'.!(>| Krhardt. C.J., Day D.E.: Therapeutic use of Yttrium-90 microspheres,Nuci. Med. Biol. Intl. J. Radiat. Appl. Instr. Part. B, 14. 1987, 233-42.

|27| Shepard K.A., Rotstein L., Houle S. et al: .4 pha.se and dose esca-lation Irial of Yttrium-90 microspheres in the treatment of primaryhcpatocellular carcinorna, Cancer, 70, 1992, 2250-54.

|28| Bridgeman J.F., Bruchner F., Eisen V. et al.: Irradiation of the syn-onimu in the l.reatment of rheumatoid art.hri.tw. Quart. J. Med. 42,1973, 357-67.

|'"i| Krbc K.M., Day D.E.: Properties of Sm? 0;s - AI2O3 glasses for in vivoapplications, J. Am. Cerarn. Soc. 73, 1990, 2708-13.

|30| ()hura K., Ikenga M., Nakam ura T., Yamam uro T, Ebisowa I. , Kok ubo

I IIcal gcnerating ceramics for hypertermia, J. Appl. Biomatcr. 2,1091, 153-59.

|3I| Wilson A.D., Mc Lean J.W.: Glass-Ionom.er Cement, QuintessencePiiblishing Co. Chicago, 1988, str. 21-40.

|32| Jodkowska Ii.: Uwalnianie fluoru z różnych typów cementów glass-io-u om n owych na podstawie piśmiennictwa, Magazyn Stomatologiczny,2, 1992, 24-7.

|33| ('hung K.II.: The properties of metal-reinforced glass ionomer rnate-rials, .1. of Oral Rehabilitation, 20, 1993, 79-87.

|3 l | Mc Kean J.W., C asser O.: Glass cermel cements. Quintessence Jur.Itnat 16, 1985, 333.

1351 Stołu •s ('li.W ., Ru ssel ,1.11., R.ic van Noo rt: Fluorocanasite i/lass-ccramics. Proc. Int,. (Jongr. (Hass, Kdiribourgh Scotland 2001, v. '2,59! >-(i()0.



,'i..r). M a t e r i a ł y b i o a k t y w n e p o c h o d z e n i u ż e l o w eg o I V

|36 | Ho lland W., hYank IJ., Seh weig er M ., IUiciiib<Tg< I V Mteroslrnchur,optical and ma cham cal propcrhes of denlal glass ceramics , 1'roc. I7thInt. Congr. on Glass, Hcijing China 1995, v. 5, 133 8.

3 . 5 . M a t e r i a ł y b i o a k t y w n o p o c h o d z e n i a ż e l o w e g o [ M a r i a Ł . j -czka 4^ ]

3 . 5 . 1 . W p r o w a d z e n i eNa przestrzeni ostatnich 30-tu lat ponad 40-ści różnych materiałów ceramicznych, metalicznych i polimerów znalazło kliniczne zastosowanie w leczeniui zastępowaniu uszkodzonych części organizmu ludzkiego. Dobór tych m n i eriałów dokonywany jest ciągle w oparciu o założenie, że jako najlepszy l taktuje się taki materiał, który jest najbardziej obojętn y dla organizmu i viigeneruje zminimalizowaną odpowiedź tkankową. W przypadku biool>o |ęlnyc.li materiałów istnieje jednak problem zamocowania ich w tkance żywiąi związana z tym bezpośrednio przeżywalność implantu. Dla zamocowaniaimplantów stosuje się różnego rodzaju cementy, z których bardzo populainesą cementy polimetylometakrylowe (PMMA). Problem sztucznego niocowania implantów można w niektórych przypadkach ominąć, wytwarzającbioinertne materiały porowate, których przykładem są porowate materiały ceramiczne wytworzone z tlenku glinu. W przypadku tych materiałów

występuje tzw. zamocowanie biologiczne ("biołogical fixation"), polegającena przerastaniu struktury porowatej tkanką żywą i tworzeniu wewnątrz poistabilnych obszarów przejściowych ("interface") |1.2|. Niektóre kliniczne obserwacje wskazują jednak, że przeżywalność takich biologicznie zamoeownnych protez jest porównywalna z przeżywalnością implantów umocowanychprzy pomocy cementów PMMA |3|. Pewną alternatywą dla biolneitriyclimate riałów mocow anych biologicz nie, jest tzw. "bioaktywne' inoco wuiie Implantów, polegające na tworzeniu się wyjątkowo stabilnego obszaru pi < pciowego pomiędzy implantem i tkanką żywą w postaci warstwy hydroksylipatytu HAp, powstającej na powierzchni implantu w wyniku kontakt u z plynami ustrojowymi,. Poprzez warstwę HAp implant trwale łączy się z tkankąmacierzystą, którą stanowi zazwyczaj tkanka kostna, tworząc wiązanie obardzo dużej wytrzymałości. Zjawisko to zostało po raz pierwszy odkrytew 1969 roku przez L.L.Ilencha, wynalazcy bioszkła 15S5 o składzie chemicznym (% wagowy): 24,5Na 2Q; 24,5CaO; 45Si() 2; 6P 2O r) .

"Akademia Cńrniczo Iłulnie/a. Wydział Inżynierii Materiałowej i (Warniki. Al. Miel,iewic/.a 31), 30 050 Kraków



.1 U i o m i i l c r i a l y c e r a m i c / , n e

Ol)ol< bioszkieł do bioaktyw nycli mai,ci ialów ceramicznych , dostępny chnn rynkach światowych do użytku klinie/nogo, zalicza się m.in.:

bioaktywną szkło-cerarnikę apatytowo - wollastonitową (A/W);

gęsty, syntetyczny hydroksyapatyt HA,

bioaktywne kompozyty (np. HA + polietylen) .

Wszystkie w/w materiały tworzą wiązanie z przylegającą tkanką kostna, jed-

nakże czas potrzebny na utworzenie takiego wiązania, wytrzymałość wiąza-nia, jego mechanizm oraz szerokość strefy wiążącej znacznie różnią się dlaposzczególnych materiałów z w/w grup.

( leraniiczne materiały bioaktywne wytwarzane są w postaci l i tych im-plantów z przeznaczeniem jako substytuty uszkodzonych części kości, orazw postaci proszków i granul jako wypełnienia ubytków kostnych w celuprzysp ieszenia regeneracji tkanki kostnej. Z przeprowadzo nych badań i ob-serwacji klinicznych wynika bowiem, że niektóre materiały bioaktywne nietylko umożliwiają wzrost na ich powierzchni odbudowanej tkanki kostnej,ale również stymulują proliferację tkanki kostnej poprzez aktywizację gene-tycznie kontrolowanego procesu, który prowadzi do wytworzenia czynnikówwzrost u | l | . Występuje więc w tym przyj)adku, w odróżnieniu od materiałówbioinertiiych, ostoogenne działanie biomateriałów.

Hioszkło łlencha 45S5 znalazło kliniczne zastosowanie jako implantyucha środkowego, charakteryzujące się dłuższą przeżywalnością niż imj>lanty

wykonane z materiałów bioobojętnych. Z bioszkieł wykonuje się również im-planty korzeni zębowych po ekstrakcji zębów, pozwalające zachować właś-ciwy kształt szczęki przy leczeniu protetycznym (mosty, protezy ruchome).Zastosowanie bioszkieł jako substytutów tkanki kostnej jest jednak dosyćograniczone ze względu na ich s łabe parametry mechaniczne. Jednakże, m o-gą one stanowić potencjalny składnik kompozytów w których drugim, obokbioszkla składnikiem, jest np. metal lub stop.

Bioszkla w postaci proszków i granul znalazły zastosowanie jako wypeł-nienia patologicznych i pourazowych ubytków kostnych w dentystyce, orto-pedii kości biodrowych i kolanowych, w chirurgii kręgosłupa. W chirurgiik o r o s i l i pa, jako protezy kręgów i wkładek miedzy-kręgowych, stosowanaje i również z powodzeniem od 1983 roku ceramika A/W.

3 . 5 .2 . N o w a g e n e r a c j a b i o a k t y w n y c h m a t e r i a ł ó w c e r a m i c z n y c h

Materiały bioaktywne ze względu na ich zachowanie się w organizmie dzielisię na dwie klasy |3|:



,J..r> . M a t e r i a ł y h i na k l yw nc | > < > c l iod / c n i a / . el nw cg<

klasa A\ materiały należące do t.ej grupy charakteryzują się zdolnościąreagowania na poziomic komórkowym w organizmie żywym ; wywołują one proliferację kości, a proces ten określany jest. jako osteogenny(osteoprodukcja); do materiałów klasy A zalicza się szereg bioszkieł ookreś lonych składach chemicznych;

klasa li\ materiały te umożliwiają tylko wzrost tkanki kostnej ria po-wierzchni implantu bez stymulacji proliferacji kości; klasycznym materiałem z tej grupy jest syntetyczny hydroksyapatyt .

Na począ tku łat 90-tych sform ułowano te zę że wydłu żenie przeżywał ności kostnych implantów jest możliwe tylko wtedy, gdy zastosowany materiałbędzie stymulował regenerację tkanek naturalnych. Materiały o takich winnościach na zwano "regenerative rnaterials" [3]. Ten typ materiałów powinienwywoływać kontrolowane na poziomie molekularnym reakcje kouióikowiw stopniu jeszc ze więk szym , niż to ma miejsce w przypadku mulet ialówklasy A. Od takich materiałów wymaga się, aby ich chemiczna rozpu /< alriość oraz szybkość adsorpcji/desorpcji białek były dostosowane do szybko-ci metabolizmu komórek. Zasugerowano, że warunki takie mogłyby spclnimbioaktywne materiały resorbowalne lub resorbowalne częściowo, ale w stopniu większym niż to ma miejsce w przypadku klasycznych bioszkieł i szkłoceramiki.

Bioszkla i bioaktywna szkło-cerarnika apatytowo-wollastonitown b a /ują na podstawowym układzie t lenkowym CaO-l^Os-SiOa- Klasyczne matę

riały tego typu wytwarza s ię na drodze procesów ogniowych, polegającychria stopie niu mieszanki odp owiedn ich surowców chemicznych i mineralnychi p rzęch lodzen iu stopu. Tem peratu ry topienia są zwyk le rzędu lólHł" <' lubnawet wyższe. Otrzymany materiał może być poddany o b r ó b c e tcrinic/ncjw wyn iku której zachod zi proces krystalizacji odpowiednich faz Matei ia | \tego typu charakteryzują się ograniczoną rozpuszczalnością w płynach ut roj owych. Jedn akże p rzy określonych składach chem icznych nn pown i .-< lini biomateriałów krystalizuje, w wyniku kontaktu z płynami ustrojowymihydroksyapatyt, stanowiący obszar przejściowy ("iutcrface") pomiędzy implantem i kością. Krystalizacja hydroksyapatytu rozpoczyna się, wg. Kokubo |4j od tzw. centrów aktywnych, którymi są grupy Si-OIł, powstające wwyniku hydratacji krzemionki w warstwach powierzchniowych biomaterialu. Materiały wykazują więc cechy bioaktywne, a niektóre z nich równieżosteog enne . Właściw ości b ioaktywn e i osteogerme uwarunkowane są elieiuicznym i fazowym składem biomateriału.

W wyniku rozwijających się badań nad materiałami bioaktywnyini wysunięto tezę, że nie tylko skład chemiczny i fazowy decyduje o cechach Ino



II) .1 I i i o i ii i i l o r ii i l y e e n n i i i i z n e

aktywnych materia łu. Bardzo i stotna bowiem może okazać s ię tu równieżmetoda produkcji biomateria łu.

W latach 80-tych obok klasycznej metody topienia szkie ł rozwinęłasię chemiczna metoda otrzymywania materia łów amorficznych z roztwo-rów, określana jako me toda zo l -że l [5 ]. Najbardziej popularnym sposob emsyntezy zo l -że l , odpowiednim do otrzymywania szkie ł , okazała s ię przy tymmetoda a lkoholanowa. W metodzie tej podstawowe składniki szkła wpro-wa d z a s ię w postaci organicznych związków odpowiednich pierwiastkówt najczęśc iej a lkoholanów i estrów). Niektóre składniki mogą być dodawanerównie/ w postaci rozpuszczonych w wodzie so l i nieorganicznych (azotany,chlorki ) . Podstawowe składniki stanowiące materia ły wyjśc iowe do syntezyzol żel rozpuszcza się w alkoholu, dodając do roztworu wodę w kontrolowa-nych ilościach oraz tzw. katalizator reakcji w postaci odpowiedniego kwasulub zasady.

Podstawowymi reakcjami w syntezie zo l -że l jest hydrol iza a lkoholanówi lub estrów oraz pol ikondensacja . W przypadku zastosowania , jako materia-łu wyjśc iowego związku Si (OC2l ls)4 , będącego g łównym substratem w syn-t e z i e szkie ł krzemianowych, przebieg procesów chemicznych można opisaćrównaniami:

• Si -OR i II 2 0 - Si-O ll + ROM (hydroliza);

• Si Ol i | HO-Si- -Si -O-Si - (po l ikondensacja)

Przemiany f izyczne, towarzyszące syntezie zo l -że l są następujące:

25° 25° do 500°Roztwór —> Zol —• Zel —» Tlenkowy materia ł amorficzny porowaty

800 - 1000°—> zagęszczone szkło

Poszukując nowych materia łów bioaktywnych o podwyższonej bioaktywnoś-c i zaczęto interesować s ię syntezą zo l -że l , jako potencja lną metodą wyt-warzania tego typu materia łów. Wynikało to z następujących przesłanek:

materia ł wytworzony metodą zo l -że l jest materia łem wysoce porowa-ty m ( l iano- i mikropory) o wysokim stopniu rozwinięc ia powierzchni;umożl iwia to penetrację materia łu przez różnego rodzaju cząstecz-ki biologiczne1 i organiczn e; wysoki stopień rozwin ięcia powierzchnisprzyja ponadto reakcjom powierzchniowym;

dzięki niskiej, nie przekraczającej z reguły 1000 O tem pera turze sy n-tezy , na powierzchni zostaje zachowana część grup 011 połączonych z



,'i..r).M a t e r i a ł y b i o a k t y w n e p o c h o d z e n i u ż e l ow e g o I V

atomami krzemu; istnieją już zatem w materiale |)(ieho(lzeiiia żelowegopowierzchniowe grupy Si-OII od których rozpoczyna su; krystalizacjahydroksyapatytu;

materiały pochodzenia żelowego charakteryzują się większą rozpusz-czalnością chemiczną niż odpowiednie materiały topione; powinny zatern zachowywać się w kontakcie z płynami ustrojowymi jako mater-iały resorbowalne i częściowo resorbowalne.

Pozwalało to przypuszczać, że bioszkła pochodzenia żelowego powinny spolniać wymagania stawiane nowej generacji materiałów bioaktywnych o podwyższonej bioaktywności, a ich rozpuszczalność i zachodzące na powierzchniprocesy będą dostosowane do szybkości metabolizmu komórek w żywych 01ganizmach.

Pionierami prac w zakresie zastosow ania m etod y zol-żel do wyI wai .mimbiom ateriałów byli m.in.: P.Li i wspó łautorz y [6|, R.Li i wspóla utoi z\ |«|oraz M.M.Pereira i współautorzy [8,9] . Badania nad otrzymywaniem legotypu materiałów prowadzone były równolegle w Katedrze Szklą i KinaluAGH |10,11,12,13,14] .

Bioaktywne materiały ceramiczne nowej generacj i mogą być produkowanejako:

lite implanty (substytuty kości); otrzymuje się je na drodze spiekaniuproszków pochodzenia żelowego;

proszki i granule (działanie lecznicze - regeneracja tkanki kostnej);otrzymywane są bezpośrednio z żeli po ich rozdrobnieniu, bądź tezj)oprzez formowanie granul o wymaganych rozmiarach z proszków poeh odzen i a żelowego;

cienkie warstwy ria różnych podłożach (nadawanie materiałom Inoinertnym cech bioaktywnych); otrzymuje się je zazwyczaj metodą . .inurzeniową, w ykorzy stując wyjściowe roztwory, sporządzone do .\ utezy zol-żel.

3 . 5 .3 . S p o s ó b o t r z y m y w a n i a b i o m a t e r i a ł ó w p o c h o d z e n i a ż e l o w e g oi i c h c h a r a k t e r y s t y k a w ś w i e t l e d o t y c h c z a s o w y c h b a d a ń i nv i t r o i i n v i v o

Pierwsze doniesienia w literaturze światowej, dotyczące bioaktywności ma

teriałów pochodzenia żelowego, pojawiły się w latach 1992-1993 |0,7|.P.Li, T.Kokubo, K.Nakanislii oraz K. de Croot N. |(i | wykazali, ze napowierzchni aiuorliczncj krzemionki SiOa, otrzymanej metodą zol-żel ino



,'t. M i o m a t . c r i a l y c e r a m i c z n e

że, w wyniku kontaktu z symulowanym osoczom, tworzyć s ię warstwa hy-drok syapa tytu. War stwa ta tworzy sit; jednak że tylko wówczas , gdy żelkrzemion kowy wy grzewa ny jest w tempera turach nie wyższych niż 900° C.W p rzyp ad k u że lu w ygrzew an ego w w yżs zych t emp eratu rach , jak rów n ieżw przypadku szklis tej krzemionki otrzymanej w wyniku reakcj i w faziegazowej powierzchniowa warstwa hydroksyapatytu nie tworzy s ię. Na pod-stawie swych badań Autorzy wnioskują, że krystalizacja hydroksyapatytuna powierzchni materiału jest możliwa jedynie wówczas gdy w powierzch-n i o w e j warstwie obecne są grupy Si-OIJ; to z kolei możliwe jest w przypad-kach, gdy temperatura obróbki termicznej materiału nie przekracza 900° C.

Pierwsze proszki pochodzenia żelowego z układu t lenkowego Si0 2 -I '.> ()-, CaO, amorficz ne i z zapoc zątkow aną krystalizacją hydrok syapaty-tu otrzymali P .Li, A.E.Clark, L.L.I łench [7] . Składy chemiczne tychproszków były następujące: P 2 0 5 : 4-5%; Si0 2 : 50-95%; CaO: 1-46%. Dosyntezy proszków stosowano j)rekursory poszczególnych t lenków w postacizw iązk ów : O P (O C 2 H 5 ) 3 , S i ( O C 2 H 5 ) 4 , C Ja(N 0 3 ) 2 4 H 2 0 . Że le w ygrzew an odo tem peratu r 600-70 0° C, a następn ie proszkowano d o frakcji ziarnowej100-700/tm . Z kolei , celem oce ny bioaktywno ści proszków, umieszcz ano jew roztworze buforowym Tris , a następnie oceniano zmiany powierzchniowemetod ami s p ek tros k op ow ymi i d y frak cyjn ymi . S tw ierd zon o , że cechy b ioak -tywne wykazują proszki żelowe o zawartości S i0 2 d o 90% molow ych , p od -rzas gdy w przypadku szkieł topionych zawartość Si0 2 nie może przekraczać(> ()' I m ol ow yc h .

M.M.Pereira, A.E.Clark oraz L.L. l lench [8,9 | otrzymali monolityczne,amorficzne żele z układu Si0 2 -P 2 0 .5 -C 'a0 o w ys ok ie j b ioak tyw n oś c i u ży -wając, w miejsce nieorganicznych soli , jako prekursorów CaO, alkoholanówwapnia.

Autorzy prac [10,11,12,13,14] również otrzymali szklis te i szkło-krysta-l i czn e p ros zk i p och od zen ia że low ego z u k ład u S i02 -P 2 0 . 5 - C a 0 o s k ł a d a c hch emiczn ych , p od an ych w tab e l i 3 .23 . S ch ematy o trzymy w an ia roztw orówdo syntezy tych materiałów oraz produktów f inalnych w postaci proszkówi materiałów spiekanych przedstawiają rys .3 .25. i 3 .26. Składy fazowe otrzy-manych proszków podano w tab. 3 .24.

Wytw orzon e p ros zk i p och od zen ia że low ego p os łu ży ły jak o mater ia ł w yj -ściowy, mogący znaleźć różnorakie kliniczne zastosowanie w postaci:

proszków i granul, składników kom pozytó w lub jako samodz ielne wy-pełnienie kostnych ubytków;

gęstych spieków z przeznaczeniom ria kostne implanty.



,'i..r). M a t e r i a ł y b i o a k t y w n e p o c h o d z e n i u ż e l o w e g o I VJ l I

Symbol materiału CaO ł'-Or, SiOj

A 2 54 (i 40

T2 36 4 60

S2 16 4 80

Lab. 3.23. Skład y chemiczn e w % molowych biomateriałów pochodzenia żelowego[10,11|

Hys. 3.25. Schema t przygotowania roztworów wyjściowych do syntezy bioinaleiiałów A2, T2, S2.

Symbol materiału Zidentyfikowane lazy krystaliczne

A2 hydroksyapatyt węglanowy, wollastonit

(początki krystalizacji)

T2 hydroksyapatyt węglanowy

(początki krystalizacji)

S2 wyłącznie faza amorficzna

Tab. 3.21. Składy fazowe bioaktywnych proszków pochodzenia żelowego |l(),l l|



. ' ( . U io m i i l c r i i i l y c e rn i i i i c z n o

Spieczone kształtkiz przeznaczeniem

na kostne implantyl<v• 'i .'li. Schemat otrzymyw ania proszków i materiałów spiekanych pochodzenia

żelowego.

I 'robieni wytwarzania l i tych implantów z proszków żelowych zosta ł podjętytu po raz pierwszy |11 | . Głównym założeniem tych badań było otrzymaniegęstych kszta ł tek, charakteryzujących s ię z jednej strony możl iwie k orzyst-nymi parametrami mechanicznym i , a le jednocześn ie zachowujących wys okąI > io a . k ty wność , uwarunkowaną obecnością na powierzchni materia łów grupSi-OII ló determinowało niską , nie przekraczającą 900° C temper aturę w yt-warzania tego typu materia łów. Do spiekania użyto proszków, w którychprzeważała frakcja z iarnowa około 2 / tm. Rozdrobnienie takie uzyskano po-przez mielenie że l i wygrzanych do 800° C w młynie wibracyjnym przy uży-ciu mielników w ykonan ych z ZrO^. Czas mielenia w ynosił od 2 do 1 godz in.()t.i zyniarie proszki spiekano na dwa różne sposoby. Było to:

spiekanie swobodne;

jednoosiowe prasowanie na gorąco.



3 . 5 . M a t e r i a ł y b i o a k t y w n o p o c h o d z e n i u ż e l o w e g o

30 900

800 Ciśnienie25 19

70016

^ 600

§ 500

14 bE

0 J 300

2005

1 0 0 ; j

0 0 <'"•

lu 400n

68

4

20

0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100 110 120C*as [min )

Rys. .3.27. Przebieg procesu prasowania na gorąco proszków pochodzenia zelowego A2.

W wyniku spiekania swobodnego w temperaturach 1150-1200" (' oti zyinnnuczęściowo zagęszczone spieki o gęstości około 78% gęstości teoretyczni',!, wtemperaturach powyżej 1220° C otrzymano spieki porowate. Jednoosiowiprasowanie na gorąco w temperaturze 800° C pozwoliło uzyskać z proszkuA2 gęsty spiek o gęstości 96%) gęstości teoretycznej. Schemat przebiegu procesu spiekania proszku żelowego A2 podano na rys .3.27.

W przypadku proszków T2 i S2 poprzez prasowanie na gorąco uzyskanotylko częściowe zagęszczenie materiału (odpowiednio 70% i 82% gęstościteorety cznej) i to dopiero w temper aturach pow yżej 1000 C.

Dla wszystkich otrzymanych spieków przeprowadzono test na bioaktywność z użyciem symulowanego osocza [11]. Badania wykazały, że w przypadku materiałów spiekanych w temperaturach powyżej I000"(' krystul izaeja powierzchniowa hydroksyapatytu zachodzi bardzo powoli, po cznsnchinkubacji dłuższych niż 14 dni W przypadku gęstego spieku A'.' hydloksynpatyt krystalizował już po upływie 24 godzin, a po 10 dniach euhi powici/• hnia spieku pokryta była warstewką hydroksyapatytu. Potwicidznlo to o •że temperatura otrzymania materiału ma wpływ na właściwości InonklAwne z uwagi na obecność na powierzchni grup Si-Oll, sprzyjających k r y s

talizacji hydroksyapatytu. Zatem, materiały pochodzenia żelowego, nawet wpostaci gęstych spieków, winny charakteryzować się większą bioaktywnościąniż odpowiednie materiały topione.

Biomateriały pochodzenia żelowego testowane były in miro na liniachkomórkowych makrołagów, fibroblastów i komórek kostnych (15-18). Bada

nia na linii makrołagów miały na celu ocenę biozgodriości materiałów wodniesieniu do niektórych czynników warunkujących ten parametr, a minriowicic:



I ,' t B i o m a t e r i a ł y c e ra m ic / ,n o

pobudzeniu tnakrofagów, świadczącego o wywołaniu stanu zapalnego ,czyli tzw. reakcji "ostrej fazy" ,

pobudzenia makrołagów do wydzie lenia 11-6 , PGE2, TNFa,

żywotności makrołagów.

Padania na l ini i f ibroblastów dotyczyły żywotności f ibroblastów i stężeniawy proc lakowanego przez nie kolagenu.

W przypadku hodowl i osteoblastów stymulowanych materia łami pocho-

dzenia że lowego badano:

aktywność a lkal icznej fosfatazy ALP;

ekspresję mPNA bia łek GOL I, OPN, BSP i ALP;

proces mineral izacji .

W oparciu o przeprowadzone badania stwierdzono, że otrzymane biomate-r ia ły pochodzenia że lowego nie wywierają ujemnego, w sensie biozgodności ,wpływu na zastosowane do badań l inie komórkowe. Szczególnie interesu-jące wydają s ię tu być wyniki dotyczące tkankowych odpowiedzi komó-rek kostnych |17|, w których użyto pierwotnych hodowli komórek podście-l i ska szpikowego szczura . Komórki hodowane były na powierzchni wypole-rowanyeh spieków A2, T2, S2, a po upływie 10 i 14 dni hodowli analizowanona powierzchni bia łe guzki mineral izacyjne , traktowane jako mineral izacja"odkomórkowa". Stwierdzono przy tym, występowanie i stotnych różnic w

procesie "odkomórkowej" mineralizacji na powierzchni badanych materia-łów. Mineralizacja nie wystąpiła na spiekach T2 ani po 10-ciu, ani też poI I dniach, n atomiast bardzo intensywn ie w ystępow ała na spiekach S2 i A2.Padania spektroskopowe FTIR (rys.3 .28) wykazały , że guzki mineral izacyj-ne stanowi hydroksyapatyt węglanowy. Wskazywało to , że zachodząca napowierzchni spieków, w w yniku stymulacji komórkami kostnymi , mineral iza-cja. jest pod względem chemicznym i mineralog icznym procesem podob nymdo powierzchniowej krysta l izacji hydroksyapatytu w symulowanym osoczu,zachodzącym bez udzia łu komórek.

()bok prób in vitro dla materia łów pochodzenia że lowego wykonano teżpierwsze badania in vivo z zastosowaniem zarówno proszków jak i l i tych sp ie-ków ot rzymariycłi z proszków pochodzenia żelowego. Wheeler i współautorzy(PI) badal i zachowanie że lowych szkie ł 58S i 77S (zawierających odpowied-nio oiS i 77%wag. SiOa) w formie proszków, stanowiących wypełnienie 6 mm

defektu w kości królika. Stwierdzono, że wokół cząsteczek bioszkła zachodzi-ła intensywna mineral izacja obejmująca stopniowo ca ły defekt. Wypełnieniedclcktii tkanką kostną było przy lvii i zdecydowanie większe w porównaniu



,'i..r). M a t e r i a ł y b i o a k t y w n e p o c h o d z e n i u ż e l o w e g o IV

( c m - 1 )

Rys. 3.28. Widmo w podczerwieni FTIR guzków mineralizucyjnyeh, ul woi/ony hna powierzchni spieku A2 w wyniku kontaktu z komórkami koninymlin nitro |17] (widmo typowe dla hydroksyapatytu węglanowego)

z defek tem kontrolnym do którego nie wszczep iono bioszkla Porównuji)'zachowanie s ię bioszkieł żelowych z zachowaniem tradycyjnych bioi /knltopionych stwierdzono, że resorpcja szkieł żelowych jest szybsza, co jednakjest zauważalne dopiero po 12 tygodniach od momentu wszczepienia biomateriału. Zaobserwowano, ze w przypadku wypełnienia defektu bios /kiomtopionym wzrost tkanki kostnej w pierwszych tygodniach po iinplantneji jestszybszy niż przy wypełnieniu szkłem żelowym. Jednakże, już pod koniec I'.!tygodnia ilość utworzonej tkanki kostnej staje się porównywalna w obyd

wu przypadkach. Ponieważ po upływie 12 tygodni obserwuje się wyraźnieszybszą resorpcje cząsteczek szkła żelowego, stosunek odbudowanej t kankikostnej do ilości bioszkła pozostającego w ubytku jest. zdecydowanie w\ z z\w przypadku defektu, wypełnionego szkłem pochodzenia żelowego Uczultaty badań in vivo wskazują, zdaniem Autorów prac (19,20), ze bloaktywne szkła pochodzenia żelowego stwarzają większe możliwości kontroli napoziomie molekularnym szybkości wydalania rozpuszczalnych, eheiuh z 11 \ • lisubstancji, a tym samym - większej kontroli resorpcji in urno w porównaniuz autogermymi przeszczepami kostnymi.

Badania porównawcze in vi.no z użyciem autogennych przeszczepów kostnych i bioszkła pochodzenia żelowego S2 (tab.3.23.) prowadzili Autorzyprac [21,22]. Materiał S2 miał postać granulek o wymiarach 100 HOO//.111Granulki wszczepiano do kości podudzia królika, w której wykonano operacyjnie defekt o wymiarach: długość 40 mm, szerokość 5 mm i głębokość

5 mm. Ocenę wypełnienia ubytku przeprowadzano po upływie 3, (i i 12tygodni. Z oceny radiologicznej wynikało, że już po 3 tygodniach od datyimplantacji w większości przypadków następuje odbudowa tkanki kostnej,



18 . ( M i o m i i t c r i u l y c e r a m i c z n e

a pełna przebudowa defektu zachodziła u większości osobników po G-ciutygodniach. Badania mikroskopowe SKM oraz analiza EDAX potwierdzałyocenę radiologiczną. Już po 3 tygodniach następowała przebudowa ubytku zwyraźną mineralizacją (krystalizacja fosforanów wapnia) , zapoczątkowanąna ziarnach bioszkła S'2 i obejmującą cały defekt (rys .3 .29.-3 .32) .

N ajw ięcej in formacj i od n oś n ie p rzeb u d ow y d efek tów k os tn ych d os tar-czy ły b ad an ia h i s top ato log iczn e , k tóre d o tyczy ły p rep aratów z różn ych gru pczas ow ych k ró l ik ów z d efek tami w yp e łn ion ymi zarów n o b ios zk łem S 2 jak

i autog enny m prz eszcz epem ko stnym. Z badań tych wynikało, że:

w powstającej wokół ziaren bioszkła S2 tkance włóknistej zachodzi in-t en s yw n a m etap lazja k os tn a i k os tn ien ie n a p od łożu łączn otk an k ow ej ;ziarna bioszkła ulegają rozpadowi na mniejsze fragmenty i w znacznejczęści są resorbowalne;

procesy wytwarzania kostniny i formowania s ię kości w przypadkuw yp ełn ien ia d efek tu b ios zk łem S 2 w yp rzed zają w czas ie p od ob n e z ja -w is k a ob s erw ow an e p rzy zas tos ow an iu , j ako w yp e łn ien ia , au togen n egoI u zes zczep u k os tn ego .

Obok badań in vivo z wykorzystaniem bioszkieł żelowych w postaci prosz-ków przeprowadzono pierwsze próby in vivo z użyciem litych implantów,wy k< ulanych z proszków pochodzenia żelowego A2 (tab.3.23.) . Materiały dob a d a n miały postać beleczek o wymiarach około 10 mm długości i 3-5mm

ie iln icy. Wszczepiono je do kości udowej królików [23] . Czasy implantacj iwy nos iły od 30-tu do 180 dni. Wszystkie króliki pod dan e były obserwa cjomkii 11 i< y 11 y m. Ponad to, po upływ ie okreś lonego czasu, dokonywa no eu tanazj ikrólików, pobierano kość z wszczepionym materiałem i przeprowadzono oce-n ę p o łączen ia imp lan tu z tk an k ą macierzys tą s tos u jąc jak o metod ę mik ro-s k op ię s can in gow ą S EM , ren tgen ow s k ą an a l izę f lu ores cen cyjn ą ED A X orazspektroskopię w podczerwieni FTIR. Ze wstępnej analizy rezultatów obser-wacji i badań wynikało:

s tan wszystkich zwierząt po dokonaniu operacj i był zadowalający; ra-ny goiły s ię bardzo dobrze, n ie zaobserwowano reakcji w postaci s ta-nów zapalnych;

ocena połączenia implantów z tkanką kostną (rys .3 .33.-3 .36.) wskazy-wała wyraźnie na tworzenie s ię przejściowego obszaru pomiędzy im-plantem i tkanką kostną, zidentyf ikowanego meto dam i spek troskopii

w podczerwieni (rys .3 .35.) jako hydroksyapatyt węglanowy. Wszystkieimplanty zostały trwale zamocowane w tkance macierzystej .



:t..r> . Ma te r i a ły b ioak tywne |>nehoi | / e i i i a zc lowe i

Rys. 3.29. Mikrostruktura ubytku wypełnionego materiałem pochodzeniu /cłowego S2 po 3 tygodniach od daty wszczepienia. Wyraźna przebudowaubytku - mikrostruktura wypełnienia podobna do mikrostruktury le wci| 2 1 , 2 2 ] ,

SE, 3715536

CaKa, 103

v!y ^ w K1 i— i i—

kośćypełnienie

Rys. 3.30. R ozkła d pierwia stków na linii kość (pkl . I) wypełnien ie (pkl 2)



>1)• i B i o m a t e r i a ł y c e r a m i c z n o

1000-=

800

600

400

2 0 0

o 4r

Ca

„(.rusi W ,

Ca

* ą 6 6 10. Energia (KeV)Kys. 3.3 1. Wynik analizy EDAX w punkcie 1 - kość (rys.3.30.).

1000-

80 0

600 -3

400

200

Ca

ł A S /o

Ca

T " T10

Energia (KeV)

Kys. 3.32. Wynik analizy I0DAX w punkcie 2 wype łnienie (rys.3.3 0.)



Rys. 3.33. Mikrostruktura powierzchni biomateriału pochodzeniu żelowego A '.' pu30 dniach od daty wszczepienia do kości udowej królika.

Hys. 3.34. Mikrostruktura złącza biomateriału A2 z tkanką kostna (przekrójpoprzeczny kości z wszczepionym biomateriałem) po 30 dniach od datywszczepienia do kości udowej królika; wyraźnie widoczny jasny obszui

przejściowy pomiędzy biomateriałem i tkanką kostną.



• . H i o m a t c r i a l y c e r a m i c z n e

cps •

Ca

400

300 i

]C

200 i

100 0

oI

> >0 V. .

Ca

— t4 8 10

Energia (KeV)

Rvs. :i.:!.r). Wynik analizy rentgenowskiej KDAX w obszarze bezpośredniego kon-taktu z tkanką kostną. Analiza wskazuje na obecność w tym obszarzesubstancji mineralnych (fosforany wapnia).

(cm-1)

K\ -i.•'!(!. W idmo w podczerwieni FTIR materiału wytworzonego w organizmiekrólika, stanowiącego obszar przejściowy pomiędzy wszczepionym bio-materiałem A2 i tkanką kostną. Widmo typowe dla hydroksyapatytuwęglanowego.




W świet le dotychczasowych badań, biomateriały pochodzenia żelowego wydają się być interesującym materiałem do zastosowań w medycynie jakomateriał s tymulujący odbudowę tkanki kostnej (wypełnienia pourazowychi patologicznych ubytków kostnych), jak również - zastępujący tą tkankę wmiejscach nit- narażonych, ze względu na kruchość biomateriałów, nadziałanie dużych obciążeń mechanicznych. Bioszkła pochodzenia żelowego winnybyć również rozważane jako składnik biokompozytów z materiałami o dobrych parametrach mechanicznych (metale, s topy) .


[1] Hench L.L.: Biocerarnics, A Clinical Success, Amor. Ceram. Soe Buli(July 1988) 67-74.

|2| llench L.L.: Biocerarnics: From Concept to Glinie, •). A niei. ( 'eiamSoc. , 74(7)(1991) 1487-510.

|3] Hench L.L.: Bioaetme rnaterials: The potential for tissnc regent i ul nmPound ers Award, Socie ty for Biorn aterials 24 th Annual Meetiu)', SanDiego, CA, Aprril 22-26, 1998, 512-518.

[4] Kokubo T.T.: Surfaee chern.isiry of bioaetme glass-cerarni.cs. J. Non-Cryst. Sol. 120 (1990) 290-296.

[5] Mackenzie J.D.: Unusual non-crystalline solids from gels in 21104. .1

Non-Cryst. Sol. 73 (1985) 631-637.

[6| Li P., Kokubo T., Nakanishi K., Soga N., de Croot K.: Indnchon andrnorphology of hydroxyapa tite, precipitated from. tnalnslahlc snnidaledbody Jiuids, on sol-gel prepared. siliea. Biornaterials, /./, (1 !>!>.)') Uh i968.

/?/ Li II., Clark A.E., llench L.L.: EJ Ject of slrnrlure and m nfaei nonon bioaetme powde rs made by sol-gel proccss In ('hcn iical 1'ino uupof Advanced Materials, L.L.Hench, J.K.West, (eds) Wile.y, New York1992, 627-633.

[8] Pereira M.M., Clark A.Iv, llench L.L.: llornogeniiy oflnoacirne sol.gel glasses in the system (>a O - Or, - Sr 0-2 • J . Mater. Synth. P r o c c s s

2 (1991) 189-196.

|9| Pereira M.M., Clark A.10., llench L.L.: ('(deram phosphah formahonon sol-gel d.erroed. bioaetme glasses in nitro. ,J. Biomed. Mater. Iles.,IH (1994) 693-698.



I , t B i o m a t e r i a ł y c e r a m i c / ,n o

| ll) | Łączka M., Cholewa K., Mozgawa W.: Glass cryst ałlinc rnaterials oj('a O-P'2 Or> - Si 02 system obtained b y sol-gel method. J. Mater. Scie.Lett. 14 (1995) 1417-1420.

[I l | Łączka M., Cholew a K ., Łączka-Osyczka A.: Gel-derived powders ofCaO-P2 0?>-Si()2 system as a starting rnaterials to produetion of bioae-tme ceramics. J. Ali. and Comp. 148 (1997) 42-51.

|l'.'| l.aczka M., Cholewa K.: Surface phenom ena of gel-derived glasses

and glass-ceramic rnaterials of Ca0-P 20$-SiO2 system. Chem. Pa-pers, 51(Ga) (1997) 348-356.

113| Łączka M.: Materiały ceramiczne w medycy nie. Inżynieria biomate-riałów (1999) 348-356.

11 l| Laczka M., Cholewa-Ko walska K ., Łączka-Osyczka A., Tworzydlo M.,Turyna P.: Gel-derived bioaetme ceramics of CaO -P 2 0~>-Si0'2 system,modified by boron, sodium, mag nesium, aluminium and fluorine com-pourids. ,J. Biomed. Mater. Res. 52/4 (2000) 601-612.

|I5| Turyna B., Mile J., Łączka A., Cholewa K., Łączka M.: Bioeompati-Inl.ity of Glass-Grystalline Materials Obtained b y the Sol-Gel Method:l'/'IJeel. on Macrophage Funetion, Biornaterials, 17(1996) 1379-1386.

| l(l | Ląe/ka-Osycz ka A., l\iry na B., Dubin A., Łączka M.: Comparison

of Hi(iconi.patibility of Gel-Derived Bioaetme Ceramics in Macroph ageCulture Conditions, Biornaterials, 18(1997) 1243-1250.

|I7| Łączka-Osyczka A., Łączka M., Kasugai S., Ohya K.: Behauior ofBone Ma rrow Cells on Three Different Coatings of Gel-Derived Bioac-troc Class-Ceramics at Early Stages of Celi Differentiation, ,J. Biom ed.Mat,. Res., 42(1998) 433-444.

|I8| Kucharski .).: Raport z realizacji projektu badawczego N r 1 T08D():!l 14 "Materiały ce ramiczne d o klinicznego wykorzystania w stoma-tologu", Kraków, grudzień 2000.

|l'i | Wheelcr D.I. , Stokes K.E.: In vivo eualuation of sol-gel Bioglass: Part/ lltsl.ological Jindings, in Transaction of 23rd Annual Meeting of theSociety for Biornaterials, New Orleans, L.A. 1997.

|20| I loeltrich C., Chambcrland D.I. , Stokes K.E., McLoughlin S.W.,Wheelcr D.I.: In vivo eaal.ualion of sol-gel Bioglass, Part II: Mocha-nical compressiou st rengtli al 3 weeks , in lYansa etion of the 23rd



H i l i l i n g r a l u i

Aniiual Moeting of the Socioty lor Bioiimtciinl:, , New ()rleiuis, I A ,1997.

[211 Niedzielski K., Synder M., Laczka M.: Tlic application of nem bioacIwe ceramics (S2) as a substitule for bone-expeiirnental siady, fithCorigress of the European Federation of National Association of Orthopaedics and lYaurnatology, June 3-7, 2001 EFORT, RhodesGrece.

|22] Niedzielski K., Laczka M., Cholewa-Kowalska K, Synder M.: (leiderined biocerarnics as a substitute of bone; in vivo cxaminalions.SICOT/SIROT Annual Internationale Conference, Paris August, '."l- September 1, 2001.

[23] Łączka M ., Kasprzak IŁ, Sosno wski S., Felsrnann M,, ('liolcwnKowalska K., Łączka-Osyczka A.: Bioszkła i szkło-ccrannka binaklnuina jako perspektywiczne materiały w ortopedii, Neurochirurgii!, ' l i n i i



R o z d z i a ł 4

B I O M A T E R I A Ł Y P O L I M E R O W E

S y l w e s t e r G o g o l e w s k i *

4 . 1 . W p r o w a d z e n i e

Biomateriały polimerowe od ponad 50 lat są stosowane w sposób kontrolo-wany w medycynie do wytwarzania produktów jednorazowego użytku orazdo wyrobu implantów. Ich znaczenie ciągle wzrasta w miarę pojawiania sit;nowych polimerów o unikatowych własnościach fizyko-chemicznych i biolo-

gicznych, rozumianych szeroko jako zgodność komórkowa i zgodność z komponentarni żywego organizmu. Polimery stosowane początkowo do wytwarzania produktów jednorazowego użytku lub nieskomplikowanych clcmcntów implantów m etalowych, są obecnie wykorzystywane do produkcji sumoistnych implantów podtrzymujących funkcje ustroju, sztucznych organówwewnętrznych, implantowalnych struktur trójwymiarowych dla inzyuinutkankowej oraz substancji farmakologicznie czynnych |1-5(i|.

4 . 1 . 1 . P o l i m e r y d l a c e l ó w m e d y c z n y c h , w y m a g a n i a i k r y t e r ia d o -b o r u

Polimery do zastosowań medycznych zwane często polimerami biomedyeznyrni muszą odpowiadać wymogom, od których spełnienia zależy zarównoskuteczność działania wyrobów jak i zdrowie pacjenta. Wymogi te odnosząsię nie tylko do produkcji polimerów i ich przetwarzania na wyroby końcowe,

* Poły mer Rcsc arch, AO /AS IK Kes eardi Ins t i tu tc Clava dclcra t r , ( / 'I I 7271) I)avOH,Swi t / e r l a i u l ,



I l i i o m a t e n . d y p o l i m e r o w e '

alt* lak/,o do zachowania się takich wyrobów w środowisku biologicznie ak-tywnym.

Polimery biomedyczne muszą być otrzymywane w sposób powtarzalnyz monomerów o wysokiej czystości . Struktury chemiczna i molekularna po-l imeru nie powinny podlegać zmianom w wyniku przetwarzania na wyrobykońcowe oraz sterylizacji. Własności chemiczne, fizyczne i mechaniczne poli-meru winny być adekw atne do funkcji , jaką mają wyp ełniać wykonane z nie-go wyroby.

Optymalny moduł sprężystości podłużnej (moduł Younga) , wysoka wy-11 zymałość na rozciąganie i zginanie, odporność zmęczeniowa, odporność nazużycie i ścieranie oraz wysoka udarność decydują o zastosowaniu implan-tów polimerowych w ortopedii i chirurgii urazowej. Współczynnik rozszerzal-ności cieplnej, przewodnictwo cieplne, odporność na ścieranie oraz wytrzy-małość na zginanie i ścinanie wpływają na właściwe funkcjonowanie mate-riałów dentystycznych. Powodzenie implantów polimerowych stosowanychw rekonstrukcji tkanek miękkich oraz chirurgii sercowo-naczyniowej zależyw znacznej mierze od ich odporności zmęczeniowej oraz odporności na roz-dzieranie i pękanie.

Polimery biomedyczne, a szczególnie te s tosowane do wytwarzania im-pla n tów , nie powinny oddziaływać negatywnie na biorcę implantu, prowa-dził- do uczuleń, reakcji alergicznych lub toksycznych, wywoływać stanu za-palnego lub odczyn u na ciało obce, powodować zmian nowotworowych, mu-tagennych lub teratogennych. Implanty polimerowe w kontakcie z krwią nie

powinny wywoływać zmian w składnikach krwi, aktywować systemu dopeł-niacza., wywoływać trombozy, wpływać na prawidłowe tworzenie s ię błonywewnęt rznej i mech anizmu zakrzepiania, z mien iać konfiguracji, morfologiii trwałości komórek, powodować ich starzenia lub kruchości. Środowiskobiologicznie czynne nie powinno wpływać na własności fizyczne, chemicznei mechaniczne imp lantów polimerowych chyba, że zostały one celowo wypro-dukowane z materiałów bioresorbowalnych lub biodegradowalnych [34-39].

( ' l ioć w chwil i obecnej żaden z dostępnych polimerów biomedycznychnie spełnia wszystkich wymienionych tu warunków, implanty polimerowe sąskul.ee/nie stosowane w medycynie, a ich zastosowanie stale rośnie.

1 . 1 . 2 . I t o d z a j c p o l i m e r ó w s t o s o w a n y c h w m e d y c y n i e

I 'oliniery biomedyc zne m ożna po dziel ić na dwie podstawowe grupy, obejmu-

jące polimery pochodzenia naturalnego (biopolimery) oraz polimery synte-tyczne |2-f>11. Warto wspomnieć, że wiele polimerów identycznych do natu-ralnych, można także otrzymać na drodze syntezy chemicznej. Zastosowanie



1 . 1 W p r o w a d z e n i e

obu tych grup polimerów w medycynie jes t z góry okreś lone przez indywidualne właściwości każdej z grup oraz możliwości ich przetwarzania na pro-d u k ty k oń cow e.

4 . 1 . 2 .1 . P o l i m e r y p o c h o d z e n i a n a t u r a l n e g o

P ol imery p och od zen ia n a tu ra ln ego d oś ć p ow s zech n ie s to s ow an e w med ycynie to proteiny (białka) oraz polisac harydy (wielocuk ry) [9,1 d-26] .

B i a ł k a

Bia łk a s tan ow iące j ed en z p od s taw ow ych s k ład n ik ów b u d ow y żyw ych organ izmów s ą z ch emiczn ego p u n k tu w id zen ia p o l iamid ami , ' /b u d ow an e nijz łańcuchów peptydowych, tzn. różnej l iczby reszt aminokwasowych l .yeh .amych d w u d z ies tu p od s taw ow ych a -am in ok w as ów p ow iązan ych ze ob ą tow alen tn ymi w iązan iami am id ow ymi , zw an ymi t eż w iązan iami p ep tyd ow y miWiązan ia p ep tyd ow e tw orzą s i ę w w yn ik u p rzereagow an ia gru p amin ow ychz grupami karboksylowymi. Umownie, polimery tej grupy o masach cząsieczkowy ch do 10 kD (kilod altonów ) naz ywa s ię polipe ptyda mi, a. o masachcząsteczkowych w przedziale od 10 do 1000 kD, proteinami.

Aminokwasy wchodzące w skład łańcucha protein to alanina, arginina,asparagina, kwas asparaginowy (aminobursztynowy), cysteina, fenyloalanina, kwas glutaminowy, glutamina, gl icyna, h is tydyna, izoleucyna, leucyna,l izyna, metionina, prolina, seryna, treonina, tryptofan, tyrozyna i waliua.

W układach biologicznych, a głównie w roś l inach występuje jeszcze ponads to mn ie j zn an ych amin ok w as ów .

Białka można podziel ić na dwie grupy: białka f ibrylarnc, n icrozpuszczalne w wodzie oraz białka globularne, rozpuszczalne w wodzie i w wodnychroztworach kwasów, zasad i sol i . Przynależność białek do jednej z wytnienionych grup i związana z tym rozpuszczalność, decydują o sp o so b ie ichprzetwarzania na produkt końcowy.

Specyficzne własności chemiczne i funkcje biologiczne protein s i | zair/ ,ne od ich s truktury. Podstawową strukturą protein j e s t slnikt mu /mimszorzędowa, okreś lając a sposób, w jaki l in iowe sekwencje poszczególny chamin ok w as ów w łań cu ch u p o l imeru s ą ze s ob ą p o łączon e . O b e c n o ś ć wiązańw od orow ych , mos tk ów d w u s iarczk ow ych , p rzyc iągan ie międ zy ład u n k amid od atn imi a u jemn ymi , oraz od d z ia ływ an ie m ięd zy h yd rofob ow ymi 1 l iydrofi lowymi aminokwasami powoduje, że łańcuchy białek ulegają skręceniu

lub s faldowaniu tworząc strukturę, dnigorzędową. P rzyk ład ami s ą ś ru b ow abudowa łańcucha, zwana o-helisą oraz s truktura fałdowa lub s truktura / /(ang. / i -shect) . Tak więc s truktura drugorzędowa okreś la uporządkowanie



I B i o m a t e r i a ł y p o l i m e r o w e

przestrzenne łańcuchów polinicjest, na rysunku A. I.

dowa łańcucha białek przedstawiona

0

H-,N • CH N-

0

C H — C N- CH COOH

R |_H R J n H R

Rys. 4.1. Schematyczna budowa łańcucha białek.

Jeśli oddziaływania międzycząsteczkowe powodują jeszcze większe zagęsz-czenie łańcuchów polimeru w przestrzeni, jak np. w proteinach globularnych,mówi się wówczas o strukturze trzeciorzędowej. Jeśli białka zbudowane sąz większej liczby łańcuchów polipeptydowych jak np. w hemoglobinie lubniektórych enzymach, mamy do czynienia ze strukturą czwartorzędową.

W grupie białek, największe zastosowanie w medycynie znalazł kola-gen. W mniejszym stopniu stosowane są fibrynogen, fibryna, fibronektyna,elastyna oraz żelatyna. Od niedawna, zainteresowanie budzi soja, proteinapochodzenia roś l innego.

K o l a g e n

Kolagen będący składnikiem tkanki łącznej należy do grupy protein fi-brylnrnych. W ystępuje on w dziewięciu od miana ch. Typ 1, [ad (1)20:2(1)],(kość, skóra, ścięgna, wiązadła, rogówka, organy wewnętrzne). Stanowi on

około !M)% całego kolagenu obecnego w ciele. Typ II, [ctl(II)J3J , (chrząst-ka. krążek m iędzy kręgowy, struna grzbietowa, ciecz szk lista oka). Ty pIII. I (111) 13 J, (skóra, naczyn ia krwiono śne, organy wewn ętrzne). Ty p IV,| t t l ( I V )2 «2(IV)] , (błony podstawowe). Typ V, [al(V)] 2 a2(V) | , (kość, skóra,ścięgna, wiązadła, rogówka, organy wewnętrzne). Typ VII, [a:l(VII )]3],

(poniżej warstw łuskowatych epiteł ium). Typ IX, |al(IX)o:2(IX)a:3(IX) | ,(chrząstka) . Typ XI. [al(XI)a2(XI)a3(XI)] , (chrząstka, krążek międzykrę-gowy, struna grzbietowa, ciecz szklista oka). Typ XII, (wiązadła, ścięgna,niektóre inne tkanki).

Makrocząsteczka kolagenu to prawoskrętna spirala, w której trzy le-wi (skrętne łańcuchy polipetydowe powiązane są ze sobą wiązaniami che-micznymi. Kolagen jest polimerem bioresorbowalnym, nierozpuszczalnymw wodzie . Ulega denaturyzacj i pod działaniem podw yższonych tempera-tur, detergentów, roztworów soli, rozpuszczalników organicznych, ultra-

dźwięków, stężonych kwasów i zasad. W jej wyniku, spirala ulega rozdziele-niu na trzy proste łańcuchy polipeptydowe, które mogą być wówczas pod-dane hydrolizie dla uzyskania materiału o pożądanej masie cząsteczkowej,



I I . W p r o w a d z e n i e

rozpuszczalnego w wodzie lub innych rozpuszczalnikach organicznych. Pol i

peptydy syntetyczne o wysokiej czystośc i , składujące s ię z ponad stu ami-nokwasów otrzymuje s ię także laboratoryjnie . Kolagen w różnych posta-ciach jest stosowany cło wyrobu klejów, porowatych struktur do inżynieriitkankowej, jako wypełniacz ubytków kostnych i ubytków tkanki miękkiej , docelów kosmetycznych oraz w komp ozytowyc h subst ytutach kości w połącze-niu z hydroksyapatytem lub trojfosforanem wapnia .

S o j aMiałka sojowe w czystej postaci są uzyskiwane z nasion soi strączkowi j I )o j

rzałe nasiona zawierają około 42% protein, 33% węglowodanów, 2()V! olejui 5% substancji łuskowatej. P odstawow ymi składnikami bio log iczni ) akl \wnymi soi są dwa izoflawony z grupy polifenoli: 4' ,5,7-trihydroksyizo!lnwon(genistein) oraz 4',7-dihydroksyisoflawon (daidzein). Izoflawony soi wydamsię odgrywać zna czącą ro lę w zapobieganiu i l eczeniu różnych chorób c luoi i lcznych, w tym niektórych form nowotworów (piersi , prostaty), osteoporozy ,chorób serca a także w łagodzeniu objawów menopauzy .

(A) HO (B) HO ,0,..

S l IOH ~ OH

Ifys. 4.2. (A) Struktura chemiczna 4',5,7-trihydroksyizoflawonu; (B) A\ 7 dihydroksyizoflawonu.

Geniste in może także hamować przemianę testosteronu w dwu h y d ro t e s t o steron. Izoflawony so i mają strukturę chemiczną podobną d o sy n t e t y c z n e g o7-izopropoksyizoflawonu (ipriffaworiu), który zwiększa masę ko . i tną u Inbiet przechodzących menopauzę. Sugeruje s ię też, że soja może odgrywa"znaczną ro lę w zapobieganiu występowania osteoporozy i ryzyka d a m a t i

kości. Konsu mpcja so i nie powodu je przechodzenia wapnia do i |a

wiska typowe go dla prote in pochodzen ia zwierzęcego . Izo llawony o i poln idzają tworzenie się kości, hamują jej resorpcję, zwiększają zawartość i gęt .ość wapnia w kości . Oprócz zastosowania w przemyśle spożywczym i la imaceutycznym, pochodne so i mogą być też stosowane jako monomery dosyntezy pol imerów biodegradowalr iych, np. po l iuretanów.

P o l i s a c h a r y d y

Pol i sacharydy są eykl ieznol iniowytni po l ieterami utworzonymi w wyniku teakcji kondensacji cząsteczek cukrów prostych z odszczopienicni wody.



I B i o m a t e r i a ł y p o l i m o r o w e ;

Ich podstawowe funkcje biologiczne polegają na dostarczeniu energii dla rea-kcji komórkowych (polisacharydy energetyczne) oraz zapewnieniu sztywno-ści i wytr zym ałości mec hanicznej ścianom komórek (polisacharydy stru ktu-ralne). Polisacharydy są mieszaniną cząsteczek o różnych masach cząstecz-kowych od 50 kD do kilku milionów. Łańcuchy polisacharydów składają sięz wielu jednostek monosacharyd ów połączonych wiązaniami gl ikozydowymi.

H OH H H

Ifys. <1.3. a) a-D-glukoza (a-D-glukopiranoza); b) /3-D-glukoza (/3-D-glukopira-l i o z a ) .

Dwie najczęściej występujące w polisacharydach jednostki monosachary-dów, które pokazano na rysunku 4.3. to izomeryczne cykliczne formy glukozyznane jako a-D-glu koza (albo a-D-glukopiranoza) oraz /3-D-glukoza (albo (5-

I ) -glukopiranoza) . Przykładami polisacharydów stosowanych w medycyniesą celulo za i jej pocho dne, kwas alginowy i jego sole, hialuronian, h epary na,ehityria i chitozan.

( l e l i d o z a

( Irin łoza jest głównym składnikiem strukturalnym błony komórkowej roślin.Liniowy łańcuch tego homopolisacharydu jest zbudowany tylko z jednegorodzaju monosacharydu, a-D-glukozy. Masy cząsteczkowe celulozy mieszcząsię w przedziale od 50 kD do 1000 kD, a często są nawet wyższe.

W stanie s tałym, łańcuchy celulozy są zgrupowane w wiązki i związaneze sobą wiązaniami wodorowymi utworzonymi między sąs iednimi grupa-mi hydroksylowymi. W ystępowanie s i lnych powiązań m iędzycząsteczkowycha także regularna struktura łańcucha powodują, że celuloza ma bardzo wyso-ki s topień krystal iczności , temperaturę topnienia przewyższającą tempera-turę rozkładu i bardzo niewielką rozpuszczalność.

Rys. I I Łańcuch <:elulozy.



II. Wpruwiul/ . rl l i r

K w a s a l g in o w y , a l g i n i a n y

Alginiany są biorcsorbowalnym i polisacharyda mi otrzymywan ymi pr zemysIowo z brązowych alg morskich. Rodzaj użytych alg zależy od położenia geograficznego miejsc, w których są zbierane. Algi wykorzystywane w Norwegiito Laminaria hyperborea oraz Ascophyllum nodosurn, algi wykorzystywanew USA to głównie Macrocystis pyrifera. Skład chemiczny alginianów możesię nieznacznie różnić w zależności od gatunku użytych alg.

Kwas alginowy jest liniowym blokowym kopolimerem kwasu /?-D-manu-

ronowego (M) i ct-L-guluronowego (G) połączonych w iązaniami glik ozyd owymi. Poszczególne łańcuchy polimeru mogą zawierać' - segmenty typu MM,GG, oraz MG i są powiązane ze sobą wiązaniami wodorowymi.

Alg inian y ma ją zdoln ość two rzen ia trwałyc h żeli w wyn iku renk< |i / <>larni wapnia. Żelowanie alginianów jest wynikiem grupowania sn; Momentówkwasu poligulur onoweg o w agregaty, w których jony wapnia :ii| łozinie •/czone w przestrzeniach mię dzyłań cucho wych ("egg-box model"), Zdolno^alginianów do żelowania jest wykorzystywana m.in. w ich przetwór.Uvlc imwyroby medyczne. Alginiany traktuje się jako polimery biodcgrndowiilneAlginian sodu jest rozpuszczalny w wodzie, alginian wapnia jest, nicrozpiiszczalny w wodzie. Przez dobór odpowiednich proporcji między algiriianeinsodu i wapnia można kontrolować ich rozpuszczalność i degradację m vivo.

Alginiany sodu i wapnia w postaci włóknin, tkanin, dzianin oraz liandąży są stosowane do pokrywania ran skóry. Pokrycia takie nie przylegaj))do wysiąkających ran, a ponieważ są silnie hydrofilowe, absorbują wysięk,utrzymują wilgoć i przyspieszają gojenie ran skóry. Włókna ałginianu sodu mogą być łatwo wymyte z ran przez działanie roztworem chlorku sodu.Alginiany znalazły też zastosowanie jako nośniki do kontrolowanego uwalniania leków, w inżynierii tkankowej oraz w konstrukcji sztucznej I I / I I .ilu(powłoki ochronne dla komórek Langerhansa).

a ) C O O H b )

OH Y / F C O M ^ O H

uo y H O V y

Rys . -1.5. a) Kwa s /3-D-ma nurow y (M ); b ) Kw as u L gu luro nowy ( (I ) .

I (y s . I .( i . S t ru k t u r a M .VI M M k wa su a lg in o we g o .



I. Iin)inali'i'ialy polimerowe

0

' C O O H \ | \ / C O O H

. \ O. !(, , C O O H

o. ( ) "0O H H O /\ O H h o / 0 \ 0 H H C

W T-fRys. 4.7. Struktura G-G-G-G kwasu alginowego.

COOH

Rys. 4.8. Struktura M-G-M -G kwasu alginowego.

( Mi i tyna

(' l i i tyna jest po l i sacharydem, drugim po ce lulozie najpowszechniej występu-jącym pol imerem naturalnym. Stanowi składnik powłoki skorupiaków, inse-któw, mikrofauny, planktonu oraz błony komórkowej komórek grzybowych.Chem icznie chi tyna jest po l imerem utworzonym z powtarzalnych jed nostek(1 (1-4) 2 -acetamid o-2-deoksy -D-gluk ozy ( lub N-acety lo-D-glukozam iny).

Struktura chi tyny przypomina ce lulozę z tym wyjątkiem, że grupy hy-droksylowe; w pozycji 2 zosta ły zastąpione przez grupy aeety loaminowe.Większość chi tyn tworzy strukturę krysta l iczną a l fa , w której łańcuchypodobn ie jak w strukturze a l fa pol iamidów są ułożone anty równo leg łe , cho-c iaż chi tyna z kałamarnic krysta l izuje w formie beta , w której łańcuchy

polimeru są ułożone równoleg le . Ta forma chi tyny jest mniej krysta l icznaod formy a l fa , ła two tworzy dyspersje w w odzie i jest ła twiej degradowanaprzez l izozym i ehitinazę niż forma alfa.

C O C H 3

AAAAMA- O

H H

Rys. 4.9. Struktura chityny.

< b l«>/,a 11

( 'hi tozan jest pochodną chi tyny otrzymywaną przez jej deacety lację (hydro-l izę grup N-acety loarninowych). Jednostką podstawową łańcucha pol imeru

jest, fi (1-1) 2 -arnino-2-deoksy-D-glukoza ( lub D-glukozamina).W większości przypadków doacefy laeja obejmuje ok. 80% grup N-ace-ty loaminowych, pozosta łe 20% nie ulegają zmianie . Zarówno chi tyna jak



1 . 1 W p r o w i u l z o n i i

H H H

Rys. 4.10. Struktura chitozanu.

i chitozan są nierozpuszczalne w wodzie, choć niektóre rodzaje tych polinierów rozpuszczają s ię w 1% wodnym roztworze kwasu octowego. Właściwośćta została wykorzystana do ich przetwarzania np. na włókna. Zarówno chi-tyna jak i chitozan są polimerami biodegradowalnymi. Chityna i chitozanznalazły zastosowanie przy wyrobie różnych produktów medycznych. I'rzykładem mogą być gąbki do tamowania krwi, protezy naczyniowe, membranydo plazmaforezy, folie do pokrywania ran powstałych w wyniku oparzeńskóry, sztucz na skóra, banda że, ciecz w odnista oka, pokrycia soczewek ko utaktowych, struktury porowate w inżynierii tkankowej, implanty do konlmlicholesterolu we krwi oraz implanty mogące spowolniać rozwoj niektoiychnowotworów i przyspieszać gojenie kości.

K w a s h i a l u r o n o w y

Kwas hialuronowy jest l iniowym nierozgałęzionym polisacharydem z grupyproteoglikanów. Jest on zbudowany z powtarzających się jednostek dwusacharydu kwasu D-glukuronowego i N-acetylo glukozaniiny, powiązanych

przemiennie wiązaniami gl ikozydowymi w pozycj i /3- 1-3 i /3-1-4.C O O "

XY YH

OH

a)

N H C O C H

Rys. 4.11. Struktura kwasu hialuronowego; a) Kwas I) glukiirouowy; 1>) N ncelyloglukozamina).

Kwas hialuronowy jest składnikiem matrycy zewnątrzkomórkowej tkankibieżnej. Występuje w cieczach szklistej i wodnistej oka, płynie maziówkowym, skórze i pępowinie. Kwas hialuronowy posiada unikatowe własności

wiązania i zatrzymywania wody. Wynika to ze zdolności tworzenia wiązańwodorowych między grupami karboksylowynń i N-acetyłowyini kwasu hia-luronowego a cząsteczkam i wody. Zdolność wiązania wody jest wprosi pro



I B i o m a t e r i a ł y p o l i m e r o w e *

porcjonalna do masy cząsteczkowej pol imeru. Własności wiskoelastyczneroztworów kw asu hialuronowe go, które w znacznej mierze okreś lają jego zas-tosowanie jako biomateria łu, są za leżne od stężenia pol imeru w roztworzei jego masy cząsteczkowej. Masy cząsteczkowe po l i dyspersyjn ego pol imerupochodzącego z różnych źródeł mieszczą się w przedziale od 10'1 do 107

dal tonów.

Innymi ważnymi pol i sacharydami stosowanymi w medycynie jest g lu-koza III i na i /?-1-3 /1-6 g lukan. Glukozamina syntetyzowana w organizmie

z g lukozy i g lutam iny jest niezbędn a w procesach gojenia chrząstki , pob u-dza syn tezę kolagenu i jest stosow ana w leczeniu zapalenia kości i s tawów.Meta I ,'J/ l~(> glukan ak tyw uje i wzm acnia układ o dpo rnoś ciow y organizm u,wzmacnia skuteczność dzia łania antybiotyków oraz leków bakteriobójczych,przyspiesza gojenie i regenerację tkanek, zabezpiecza przed promieniowa-niem jonizującym, jest s i lnym przeciwutleniaczem, neutra l izuje wolne rod-niki i może zmniejszać ryzyko tworzenia się nowotworów.

Moduł Younga Wytrzym ałość na zerwaniePolimer (GPa) (MPa)

Kolagen 0.2-1.2 10-32

( Vluloza i pochodne 0.5-2.0 17-70

('hit.yna, chitozan 0.2-1.0 0.8-20

l ali 1.1. Własności mechaniczne wybranych polimerów naturalnych.

1 .1 .2 .1 2. P o l i m e r y s y n t e t y c z n e , m e t o d y o t r z y m y w a n i a i w ł a s n o ś c i

Pol imery syntetyczne, które znalazły zastosowanie w medycynie należą dodwóch grup. Są to pol imery niedegradowalne oraz pol imery bioresorbowalnei biodcg radow alne (2-13,27-51].

• 1 . 1 . 2 . 2 .1 . P o l i m e r y n i e d e g r a d o w a l n e

Za pol imery niedegradowalne uważa s ię takie , które wykazują dużą odpor-no > aa dzia łanie środowiska bio log icznie czynnego . Należy w tym miejscupodkreśl ić , że żaden z pol imerów niedegradowalnych d ostępnych obecnie ,nie |est. całkowicie odporny na dzia łanie środowiska bio log icznie czynnego ,a implanty z tych pol imerów w mniejszym lub większym stopniu ulegają

degradacji w kontakcie z tkankami . Podatność implantu na degradację jest ,za leżna zarówno od rodzaju pol imeru z jakiego go wykonano, jak i miejscaimplant,acji oraz obciążeń mechanicznych jakim jest on poddawany.



I I W p r o w a d z e n i e

Naj powszechniej stosowanymi nicdcgrndowahiymi pol imerami bioniedycznymi są polietylen, polipropylen, polifetralluoroctylen, l lnorowarie polietylen i poliprop ylen, poliamid y, poliuretany, elasto mer y sil ikonowe, poli węglany, polietc roke tony i policteroetcro ketony , p olitereltalari e tyleno wy,polite refta lan bu tylen owy, żyw ice akrylowe oraz polichlorek winylu. Inricstosunkowo nowe pol imery niedegradowalne, które potencja lnie mogłybyznaleźć zastosowanie do wyrobu produktów medycznych, nie mają jak dotądatestów organizacji zatwierdzających ich użycie i są stosowane na skalęe kspe r y me nta l ną .

P o l i e t y l e n , p o l i p r o p y l e n

Pol iety len można otrzymać metodą pol imeryzacji wysokociśnieniowej, Ka-todą Zieglera lub Philipsa. We wszystk ich przypadkach nionoinen iu |> l et\len otrzymywany w procesie przetwarzania ropy naftowej.

Poliety len częściow o rozgałęziony, o niskiej gęstośc i i stosun kow o nrkich masach cząsteczkowych, o trzymuje s ię w procesie po l imeryzacji wy nokociśnien iowej. Reakcję prowadzi się w temperat urach 30-80° (' pod ciśnieniem 1-3 ki lobarów. Masę cząsteczkową, pol idyspersyjność oraz stopień rozgalęz ienia pol imeru kontro luje s ię zmieniając temperaturę , c i śnienie i rodzaj inicjatora. Polimer o średniej gęstości uzyskuje się w procesie Ziegleta,zwanym często pol imeryzacją koordynacyjną . Ety len pod niskim c iśnieniemjest wprowadzany do reaktora wypełnionego c iekłymi węglowodorami z dodatkiem kata l izatora . Węglowodory spełniają funkcję rozcieńczalnika . Heakcję przepr owad za się w temperat urach n ie przekracz ających 100 (! w środowisku bezw odny m i beztlenow ym. Pol imer wytrąca s ic; z roztworu w po .taci proszku . Liniowy polietylen o wysokiej gęstości otrzymu je ię w procesic Phill ipsa. Ety len rozp uszcza się w ciekłych w ęglowodorach z, dod nlkieiutlenków meta l i jako kata l izatorów.

Polim eryzacj ę prowadzi się w temp eraturach 130 l(>0° (! pod ciśnieniem I >3 .5 MPa. Po zakończeniu procesu, obniża s ię temperaturę , czemu lownt/ . \szy wytrącenie się polimeru z roztworu. Masy cząsteczkowe liniowych poliety lenów mieszczą s ię w przedzia le 1 x 10 5 5 x 10 '. Poliet ylen y do spec-ja lnych zastosowań mają masy cząsteczkowe w przedzia le 3 x II)1' (i \ ID1'Są to materia ły o tzw. ul tra wysokich masach cząsteczkowych. Dodatkow owłasności po l iety lenu m ożna m odyfikować przez s iec iowanie chemiczne i rndiacyjne oraz chlorosulfoliowanie. Niektóre z tych procesów stosuje sic; przy

wyrobie implantów z pol iety lenu. W stanie krysta l icznym łańcuchy p ol imei uprzyjmują formę płaskiego zygzaka i powiązane są ze sobą wiązaniami vander Waalsa.




W temperaturze pokojowej polietylen jest, odporny na działanie rozpuszczal-ników. W podwyższonych temperaturach bl iskich temperatury topnienia(I 10-1 ,'Wi" C), rozpuszcza się między innymi w takich rozpuszczalnikach jakbenzen, toluen i ksylen. Umożliwia to jego przetwarzanie z roztworu.

a)

MAAAAAA*-

H H1

Pl

UI

U11

H H

b)

-AAAAAAAAA- -AAAAAAAAA- cI

H

H

I

C -

C H ,

-WMMM-

Uys. 4.12. Struktura: a) polietylenu; b) polipropylenu.

I 'ol i propylen uzyskuje się z propylenu stosując podobne warunki syntezy jakdla polietylenu, wykorzystując katalizatory typu Zieglera-Natty lub Phillip-sa. W zależności od warunków syntezy i zastosowanych katalizatorów możnaotrzymać trzy odmiany polipropylenu, a mianowicie isotaktyczny o wysokimstopniu krystaliczn ości (grupy metylenow e po jednej stronie łańcuc ha), syn-diotaktyczny częściowo krystal iczny (grupy metylenowe rozmieszczone naprzemian, raz po jednej i raz po drugiej stronie łańcucha) i ataktyczny, bez-postaciowy (grupy metylenowe rozm ieszczone przypadkowo po obu stronachłańcucha). Największe zastosowanie znalazł liniowy polipropylen izotakty-< zny. Łańcuchy polimeru w stanie krystalicznym przyjmują konformację: pirali, w której trzy jednostki strukturalne przypadają na jeden obrót spi-i ali I 'olimor wykazuje dużą odporność na działanie czynników chemicznych

i wilgoci , choć jest mniej odporny od polietylenu na działanie podwyższo-nych temperatur, światła i tlenu.

I ' o l i t e t r a f l u o r o e t y l e n ( P T F E )

Monomer do produkcji pol itetraf luoroetylenu jest otrzymywany w proces iedwustopniowym. W pierwszej fazie fluorowania chloroformu uzyskuje się('I l< a następnie w wyniku jego pirolizy z odszczepieniem HC1 (700° Cw obecności platyny) , otrzymuje s ię tetraf luoroetylen.

( ' I I C I 3 4 2 H F - > C H C J I F 2 + 2 H C 1

CIICIF2 -» CF 2 : C F 2 + 2HC1

I 'locesy polimeryzacji tetrafluoroetylenu na skalę przemysłową są chronionepatentami. Zwykle jednak prowadzi się polimeryzację monomeru w roztwo-

rach wodnych soli m etali ziem alkalicz nych , przy 7>11 prz ew yższ ają cym 9,w temperaturac h w przedziale 80-90 C, stosując reaktory z powłoką z me-tali szlachetnych. Masy cząsteczkowe polimeru zawierają się w przedziale




F

-AAAAAAAW1 C C 'AAAAAAAA

F F n

Rys. 4.13. Struktura politetraduoroetylenu.

4 x 10 5 do 9 x 10b Da. Stopień krystaliczności przekracza 90%. W staniekrystalicznym, łańcuchy polimeru tworzą skręcony zygzak, z atomami f luoruupakowanymi spiralnie wokół szkieletu węgiel-węgiel . Trwale wiązaniu węgiel - f luor i węgiel - węgiel są przyc zyną zw iększonej odporn ości polimeruna działanie wysokich temperatur. Politetraf łuoroetylen jest odporny nndziałanie rozpuszczalników w temperaturze pokojowej . W t e i i i p e r n lu in i libliskich tempera tury topnie nia (327° C), polimer rozpuszcz a się we lluoiowanej nafcie. Wyró żniając ą cechą polimer u oprócz wyjąt kowej od pomoru ich emiczn ej , d ob rego p rzew od n ic tw a c iep ln ego , w ytrzymałoś c i ineohnul< /1 u • |i odpor ności na ścieranie jes t wysoka biozgod ność.

P o l i a m i d y

Poliam idy (nylony) są polimer ami zawierającym i wiązanie -CO-N II w Inncu ch u g łów n ym. W za leżn oś c i od rod zaju mon omerów u żytych w s yn tez ie ,można je podziel ić na al ifatyczne, cykloalifatyczne i aromatyczne. Przykła-

dem poliamidów alifatycznych jest l in iowy polikaproarnid (nylon ( i) , a p ol iarnidów aromatycznych (aramidów) zawierających pierścienie aromatycznew łań cu ch u g łów n ym K ev lar i N omex . Typ ow e s t ru k tu ry ob u typ ów p o l iarnidów prze dstawio no n a rysunkach 4.Id i 4 .15. Poliamidy otrzym uje • i«.głównie w reakcjach polikondensacj i lub polimeryzacj i laktamów, kwa .owdikarbok sylowych , diamin , poliarnin, mono- i d i izocjanianów oraz d m i l i s l iReakcje syntezy polimerów na skalę przemysłową prowadzi MC prawu wy

łącz nie w stójcie, w te m pe raturach 220-280 ° ( I <tóro si). wy I Ienipi IIItury topnienia monomerów, w atmosferze- gazu obojętnego lub pod próżniąPoliamidy alifatyczne charakteryzują s ię wysokim stopniem k r y s t a l i c zn o ś c iIch temperatury topnienia mieszczą s ię w przedziale 150-300° ( ' .

I t y s . I I I S t r u k t u r a p o l i a m i d u a l i f a t y c z n e g o




—'\AAAAAAAA-

n

—'1AAAAAAM-

n

I (\ ; 1.1 ;>. Struktura handlowych poliamidów aromatycznych, a) Kcvlar (pierście-nie aromatyczne w łańcuchu głównym są połączone przez podstawnikiw pozycji 1 i 4 (para), b) N omex (pierścienie aromatyczne w łańcuchugłównym są połączone przez podstawniki w pozycji 1 i 3 (meta).

Rozpuszczalnikami dla większości po l iamidów są stężone kwasy: s iarkowy,mrówkowy, trójchlorooctowy, a także fluorowane alkohole oraz fenole. Wspo-mniane własności powodują , że są one przetwarzane na wyroby gotowe pra-wic wyłącznie ze stopu.

P o l i u r e t a n y

Pol iuretany są związkami wie lkocząsteczkowymi zawierającymi charakte-i \ ty c z n i * wi ą z a nie -NH-CO -O w ł a ńc uc hu g łó wny m. Otr z y my wa ne są w r e-iiIm'|i polioli z diizocjanianami i diolami lub diaminami, które spełniają rolę

u \ ( l lu/aeza łańcucha.. luko pol io le stosuje s ię zwykle o l igomeryczne pol iestry (o l igoestro le) ,po l ie lrry (o l igoetero le) , po ł iestroetery lub pol idimety łosi łoksany o masachcząsteczkowych w przedzia le od 500 do 5000 dal tonów, zakończone co najm-niej dwoma grupami hydroksylowymi. W syntezie stosuje s ię di izocyjanianyaromatyczne lub a l i fa tyczne, których typowymi przykładami są 4 ,4 ' -di izo-cyjaniari di fenylenu oraz di izocyjanian heksametyłenu.

W / . i l e /nośc i od rodzaju użytych tnorio incrów jak i warunków s yntezy otrzy-muje s ię materia ły e lastomeryczne lub sztywne, l iniowe lub usiec iowane.

Zastosowanie monomerów dwulunkcyjnych o wysokiej czystośc i pozwa-la na uzyskanie pol imerów l iniowych. Użycie monomerów wie lofunkcyjnychprowadzi do powstawania materia łów rozgałęz ionych i usicc iowanych.



1 . 1 W p r o w a d z e n i e

O H

II I-MAMA W— R - 0 - C N R" MAAMAA

Rys. 1.17. B u d o w a ł a ń c u c h u p o l i u r e t a n u .

Poliuretany można otrzymywać w stopie; lub w roztworze, w procesie jed-nostopniowyrn lub dwu stopniowym. W proces ie jednostopriiowym po zinieszaniu odczynników i podgrzaniu mieszaniny do żądanej temperatury, prowadzi się reakcję aż do momentu uzyskania polimeru o wymaganej musie

cząsteczkowej.2 O C .VII .N C O + HO -(R ' ) „ - O I J -

Diizocyjanian Poliol

0=C =N -R -N H-C 0-0- (R ' ) n-0 -0C -HN -R -N C O l l i o i f o i l •Makrodiizocyjanian Diol

- [ -0-R"-0-0C-HN-R-NH -C0-0-(R')„-0-0C-HN-R-NU C:O O l( ( ) I,Poliuretan

Poliuretany otrzymywane w tym proces ie posiadają jednostki monomerurozmieszczone przypadkowo w łańcuchu polimeru. Poliuretany przemiennei blokowe otrzymuje s ię zwykle w proces ie dwustopniowym. W pierwszymetapie w wyniku reakcji połiolu z diizocyjanianem otrzymuje się makrodiizocyjanian, a w etapie drugim wydłuża łańcuch polimeru przez dodanie domakrodiizocyjanianu diolu lub diaminy.

Termoplastyczne elastomery poliuretanowe są l iniowymi kopolimeramiblokowymi o strukturze segmentowej typu -(AB)ri-, utworzonej z przemielinie rozmieszczon ych se gme ntów "giętkich" (A) i "sztywnych" (B). Segmentygiętkie utworzone są z polioli, a segmenty sztywne z diizocjnniatiów i dioli lub diamin. W stanie stałym, sąsiednie łańcuchy polimeru poli |c/oin iwiązaniami wodorowymi.

A B A B A B A B A B A B A H A

Mimi\ i iiwWiir liyAW.M i lWirtm i |VWMI i pvwvvf" i [MMA! ^

JWWWf"" Iwwwil """Iwwwl ' IMIMMI ' |wrtwp-;-Hvw wr7' IWMl ( )AWW

„w.wd iwy wT ' ytuuJ >ww[ " 'Rys. 4.18. Struktura segmentowa poliuretanów.

Typowym zjawiskiem w poliuretanach segmentowych jest, grupowanie sięsegmentów w domeny zawierające wyłącznie segmenty sztywne lub giętkie.



I. B i o m a t e r i a ł y p o l i m e r o w e

01

c OIN II

> 01Ri

ic =1

Oi

o N H1 (

R >

I {RI

01

o = cI

R

0

c =1

N ~

O

H

uretan-eter uretan-ester uretan-uretan

H - NI

0 = CI

O)

01

c = oI

N(

H

H -

O =

H -uretan-mocznik

N IIIC = O

N H<

mocznik-eter

i N - II1 RR1 C = O

I O1

O|

N - H/

o = c

R \ R

)NI

C = O

HII -NIo = c

IH - N

)smocznik-ester

N ~ Hmocznik-mocznik

Rys. 4.19. Rod zaje wiązań wodorowych w poliuretanach.

Segmenty sztywne charakteryzujące s ię s i lnym oddzia ływaniem między di -polami i obecno ścią wiązań wodorowych, dz ia łają jak s iec iowanie f izycznedla e lastycznej matrycy z łożonej z segmentów g iętkich. Pol iuretany otrzy-mane / . polioli , które nie tworzą wiązań wodorowych, a także otrzymanez d i i zocyjanianów aromatycznych wykazują wyższy stopień rozdzia łu faztu z poliuretany z diizocyjanian ów a lifatycznyc h oraz polioli po siada jącyc hzdolność tworzenia wiązań wodorowych.

I )w u fazowa struktura domen w pol iuretanach jest podstawowym czyn-nikiem decydującym o ich unikatowych własnościach. Niska temperatura/.e zklenia T ff pol iuretanów oraz wysokie wydłużenia przy zerwaniu są za-leżne od składu chemicznego segmentów g iętkich, ich masy cząsteczkowejoraz stopnia rozdzia łu faz .

Moduł sprężystośc i , wytrzymałość na zerwanie oraz temperatura mię-knięc ia za leżą od zawartośc i objętośc iowej oraz symetri i segmentów sztyw-nych Zwiększenie; długości segm entów g iętkich przy sta łej długości segm en-tów sztywnych p owodu je obniżenie modułu sprężystośc i i wytrz ymałośc i naze iwanie oraz zwiększenie wydłużenia do zerwania . Zwiększenie zawartoś-c i - .cementów sztywnych przy zachowaniu sta łej długości segmentów g ięt-kich powoduje wzrost T, ;. krysta l iczności , temperatury topnienia krysta l i -cznych segmentów sztywnych, modułu sprężystośc i , wytrzymałośc i na zer-wanie oraz zmniejszenie wydłużenia do zerwania .

Pol iuretany segmentowe są pol imerami bezpostaciowymi. Pol imery l i -niowe rozpuszczają s ię w takich rozpuszczalnikach jak dwumetyloformamid,dw ume tyloaeetam id, dwuinet y losul loksyd i chloroform. Ich rozpuszczalność



I I . W p r o w a d z e n i e

w danym rozpuszczalniku zależy od budowy clicinic/nej poliuretanu, Przetwarzanie na wyroby gotowe odbywa się głównie z masy stopionej, a w mniejlicznych przypadkach z roztworu.

P o l i m e r y k r z e m o o r g a n i c z n c ( s il ik o n y )

C H 3 C H 3

I I Cl — S i — Cl + H 2 0 > HO — Si — OH * -M AA W

I ICH;j CH 3

Rys. 4.20. Synteza silikonów.

Sil ikony są polimerami posiadającymi charakterystyczne wią/anie • dni. nnowe -Si-O-Si-w łańcuchu głównym, w którym do atomów krzemu doląi nne są pod staw niki or gan iczn e takie jak grupy metylo we czy |'riiylow< 1'nllmery krzemoor ganiczn c otrzymuje się w wyniku reakcji ehloroMinnńw wndą prowadzącej do utworzenia silanoli (związków z dwoma jm upainl hydroksylow ym i) i ich dalszej kondensacji. Uży cie silanoli o różnej funk cyj no' ipozwala na uzyskanie materiałów o pożądanej budowie chemicznej i winnościach (oleje, elastomery).

Si l ikony są polimerami bezpostaciowymi, zachowującymi praktycznieniezmienione własności w obszernym przedziale temperatur od -">()"(' doI250 C. Elastomery silikonowe posiadają też wysoką zdolność przepusz

czania powietrza, która jest 10 do 20 razy większa od przepuszczalności IIIriych elastomerów organicznych. Właściwość ta została wykorzystana praktycznie w niektórych wyrobach medycznych np. foliach opatrunkowych dopokrywania oparzeń skóry.

P o l i w ę g l a n y

Poliwęglany z chara kterystyc znym wiązaniem ()(' ()() w łańcuchu c.lówriyrn są liniowymi p oliest ram i diwodor otleriowy ch fenoli (In leimli) i dilunkeyjnego kwasu węglowego. Poliwęglany otrzymuje się w reakcji In lenolu A/, fosgenein lub przez w ym ianę estrow ą między bislenoleni A i es trem kwasuwęglowego (węglanem fenylu) lub w reakcji bislenoli z chloromrowczanainibisferioli.

Obecność sztywnych pierścieni benzenowych w łańcuchu polimeru oj1,

ranicza jego elastyc zność i jest przyczyn ą tego, że poliwęglany z bisfenoln Amają wysokie temperatury zeszklenia (1 15" (') i topnienia (225-251)" ('). Poliwęglany charakteryzują si(; małą absorpcją wody, odpornością na działanie

C H 3

ISi — O

IC H .

MAAAA



114 I . I ł iomiil .cr i ł i ly polimerowe

promieniowania jonizującego, dobrymi własnościami mechanicznymi i obo-jętnością fizjologiczną. Polimery rozpuszczają się łatwo w chlorowanych roz-puszczalnikach, są odporne na działanie rozcieńczonych kwasów i względnieodporne na działanie płynów ustrojowych. Przetwarzanie poliwęglanów nawyroby końcowe odbywa s ię metodą wtrysku, a także z roztworu.

h o : (

ch3

)V c - / ?CH,

OH + Cl - C - C l

CH,W

ch3

Ij y.. O - C -rA'AW-

rUys. 4.21. Synteza poliwęglanów z bisfenolu A i fosgenu.

P o l i t e r e f t a l a n e t y l e n u

Poliestrem l iniowym powszechnie s tosowanym w medycynie jest pol itere-1'talan etylenu. Otrzymuje się go w dwustopniowej reakcji wymiany estro-wej między tereftalanem metylu i 1,2-etanodiolem (gl ikolem etylenowym).Reakcję prowadzi się w temperaturach 280-290° C w atmosferze azotu. Ka-talizatorami są zwykle metale oraz ich sole np. octan ołowiu lub cynku.Nietoksyczne sole cynku są szczególnie użyteczne w syntezie pol imerów dlacelów medycznych.

Rys. 4.22. Synteza politereftalanu etylenu.

1'ol i tcrdtalan etylenu jest pol imerem krystal icznym, ma dobre własnościmechaniczne, wykazuje niewielką absorpcję wody i s tosunkowo wysoką od-porność na działanie czynników chemicznych. Jest przetwarzany z masystopionej przez wtrysk i wytłaczanie. W przypadku produkcji włókien, wy-

t łaczanie polimeru jest połączone z rozciąganiem włókna na gorąco dla uzys-kania podwyższonych własności mechanicznych.



1 . 1 . W p r o w a d z e n i e

P o l i s u l fo n y , p o l i c t c r y a r o m a t y c z n e ( p o li e l. e i o k o l o n y , p o l i e t o r o e t o -r o k o t o n y )

Polisulfony do celów konstrukcyjnych (polisulfony, polieterosulfony, polifcnylosulfony) otrzymuje się głównie przez polikortdensację chlorków sullo-nyhi, natom iast p olieteroketon y w wyniku pol i kondensacji ch lorofenolanów.I 'olifenylosulfony oraz polieterosulfony są polimerami bezpostaciowymia polieteroeteroketony krystalicznymi. Obie grupy polimerów wyróżniają sięwysoką odpornością na działanie podwyższonych temperatur, co pozwala na

ich stosowanie w wyrobach pracujących w temperaturach przekraczającychIGO0 C. Polimery te ma ją dobre własności mechaniczne, są odporne na dzialanie agresywnych czynników chem icznych, włączając agresywne środowiskobiologicznie czynne oraz na promieniowanie o wysokiej energii. Ta wlnśeiwość jest szczególnie użyteczna w przypadku sterylizacji.

Uys. 4.23. Synteza polieterosulfonu (PES) z chlorku sulfonylu tlenku dwuleny1 owego.

Rys. 4.24. Struktura polieteroeteroketonu (PKKK).

Polisulfony i polieteroketony można przetwarzać z masy stopionej w teinperaturach 320-389 ° C przy zastosowaniu typowych technik pr/cl,wón \<litakich jak wtrysk, wytłaczanie i formowanie pod ciśnieniem.

P o l i m e r y a k r y l o w e

Polimery akry lowe są pocho dnym i kwasu akrylowego. O trzymuje! się je wwyniku polimeryzacji w masie lub w zawiesinie w temperaturach nie prze-kraczających 100 C. Pierwsza z metod jest wykorzystywana głównie doprodukcji polimeru w postaci płyt, druga zaś do otrzymywania materiału

w postaci proszku przerabianego na wyroby końcowe metodą wtrysku lubwytłaczania. Masy cząsteczkowe polimerów przemysłowych mieszczą się wprzedziale od kilkudziesięciu tysięcy do miliona daltonów.



I I J i o m a t e r ii i l y p o l i m e r o w e

Modl i ) Yonnga Wytr zym ałość na zerwan iePo l i m e r ( G P a ) ( M P a )

Pol ie tylen 0.2-1.2 10-32

Po l i e t y l e n o r i e n t o w a n y 80-120 2100-4000Po l i p r o p y l e n 1.0-1.5 3 0 - 3 3Po l i t e t r a f l u o r o e t y l e n 1.0-1.2 0.8-10Po l i a m i d y 2.2-2.8 50-70Po l i u r e t a n y 0.02-0.6 20-80Si l ikony 0.1-0.5 5.0-30Pol iwęglany 2.4-3.0 65-70

Pol i t . eref ta lan e tylenu 2.0-3.0 70-175Pol i sul fon 2.1-2.6 70-90P( > i e t e r o e t e r o k e t o n 3.2-3.8 3.5-3.8Po l i m e t a k r y l a n m e t y l u 2.8-5.0 70-80Po l i a c e t a l 2.5-2.8 65-70

Ż y w i c e e p o k s y d o w e 2 . 7 -3 . 0 50-90

'lab. 1.2. W łasności mechaniczne syntetycznych polimerów niedegradowalnych.

c h 3 c h 3

1 0 0 Tn C H 2 = C >• M A M M A A — C H - c -AIWMiW

n

COOCH3 COOCH-JUys. 4.25. Synteza polimetakrylanu metylu.

V\ grupie polimerów akrylowych najszersze zastosowanie dla celów medy-

cznych znalazły m.iri.: metakrylan metylu (cementy w ortopedii), polimeta-krylan metylu (końcówki cewników, elementy filtrów infuzyjnych itp.) orazpolimetakrylan 2-hydroksyetylu - polył lEMA (miękkie soczewki kontak-towe). (, 'yjanoakrylany w postaci monomeru stosuje się jako kleje. Poli-metakrylany są materiałami bezpostaciowymi, zawierającymi zwykle 54%frakcji syndiotaktycznej, 37% ataktycznej i 9% izotaktycznej. Są to twarde,przezr oczyste ma teriały r ozpuszcza lne m in. w chloroformie, trichloro ety-lenie i octanie etylu.

I . I . 2 . 2 . 2 . P o l i m e r y b i o r e s o r b o w a l n e i b i o d e g r a d o w a l n e

Polimery hiorcsorbowalne są materiałami, które winny degradować się wśrodowisku biologicznie czynnym do nieszkodliwych produktów ubocznych.I 'rodukty takie występują naturalnie w organizmie jako produkty przemia-ny materii i następnie są z organizmu wydalane (kwas mlekowy w cyklu

Krebsa) lub są składnikami tkanek takimi jak np. hydroksyapatyt. Ten os-tatni stosowany często w substytutach kości zawierających polimer biore-sorbowalny i ceramikę, ulega wbudowan iu w nowo utworzoną tkankę |37|.




Warto w spom nieć . że obok polim erów bioresoi bownlnyeh .losuje sie i,nl</<'polimery biodcjpadowaluc. W przypadku łych ostatnich, tworzące się produkty degradacji niekon iecznie wy stępują n aturalnie w organizm ie, jednak takjak i w przypadku polimerów bioresorbowalnych, winny być dla organizmunieszkodliwe [34-39|.

O tym czy dany polimer resorbowalny może być stosowany do wyrobuproduktów medycznych decydują zarówno aspekty techniczne jak i właści-wości biologiczne tego materiału [37,39]. Polimer winien być produkowanyw sposób powtarzalny na skalę przemysłową i odznaczać się wysoką ez.ystością. Różnice jakościowe między partiami polimeru wpływają na warunkijego przetwarzania, własności końcowe wyrobu a także na reakcję t kankową.Implanty z polimerów resorbowalnych wirmy mieć udokumentowaną zgo«|ttość tkankową i znany czas całkowitej resorpcji, dostosowany do liiiikejt,laką spełnia dany implant.

F o s f o r a n h n k r .o.*y

ATP ADP F o s f o r a n t r i o / y

Rys. 4.26. Cykl Krebsa.

I )egradaeja implantów winna przeb iegać w spos ób kont rolowany. Zbyt, szybka degradacja może powodować nie tylko przedwczesną utratę własności meehanicznych, lecz także uwalnianie w krótkim czasie znacznej ilości produkt udegradacji, przekraczającą zdolność organizmu do jego wydalania. Ilezpośred ni m tego skutkiem jest, wówczas przedłużający się stan zapalny. Ma toszczególne znaczenie w przypadku polimerów, których przejściowe produkl.y degradacji mają odcz yn kwasowy. Z drugiej jednak strony, degr adacja



I. Iłioiiiiit.oriiLly polimerowe

materiału nic powinna być /byt, powolna. W warunkach optymalnych, im-plant, polimerowy winien ulegać stopniowej resorpcji, przebiegającej zgodniez postępującym procesem gojenia tkanek.

Polimery bioresorbowalne stosowane w medycynie, które produkowanesą na skalę przemysłową to głównie: poliglikolid, polilaktydy, kopolimeryglikoliclu z laktydami, kopolimery glikolidu lub laktydów z kaprolaktonem,kopolimery glikolidu lub laktydów z węglanem trójmetylenu, poliortoestry,pol i bezwodniki , pol iestroamidy oraz poliparadioksanon. Polihydroksymaś-lan i jego kopolime r z walerianianem , produkow ane przem ysłowo n a dużąskalę, są jak dotąd stosowane w medycynie wyłącznie eksperymentalnie.Inne bioresorbowalne polimery, włączając poliuretany oraz materiały opartena węglanie tyrozyny, znajdują się wciąż w fazie eksperymentalnej [40-51].

P o l i g l i k o l i d

Poliglikolid o wysokich masach cząsteczkowych nadający się do wyrobu im-plantów o dobrych własnościach mechanicznych, jest otrzymywany w wyni-ku polimeryzacji a-glikolidu z otwarciem pierścienia, prowadzonej w tempe-raturach 170-220° C. Kwasy Lewisa takie jak chlorek cynku, chlorek żelazo-wy oraz sole cyny są stosowane jako katalizatory.

Handlowy poligl ikol id jest pol imerym semikrystal icznym o temperatu-rze topnienia 220-230° C i stopniu krystaliczności w przedziale 40-60%. Poli-inci rozpuszcza się wyłąc znie w rozpuszczalnikach fluorowanych i jest prze-

twarzany rta wyroby gotowe z masy stopionej.

o

H. / \ . H un V V H-(O - CH2-C - O - CH2 - C)„-OH

H ' \ / H* O6

Rys. 4.27. Synteza poliglikolidu z a-glikolidu.

Pol i k w a s y m l e k o w e , p o l i l a k t y d y

Pol i kwasy mlekowe o masach cząsteczk owych nie przekraczający ch 2000 0 -30000 daltonów, otrzymuje s ię w wyniku polikondensacj i kwasu mlekowego(o hydroksypropionowego) w obecności soli cynowych jako katalizatorów.

Kwas mlekowy występuje w dwóch optycznych odm ianach izomerycznychjako lewoskrętna odm iana L i prawoskrętna odmiana D. Kwas mlekowyotrzymywany w wyniku fermentacji glukozy zawiera 9f).5% izomeru L i 0.5%



4 . 1 . W p r o w a d z e n i e

izomeru D. Syntetyczny kwas DL-mlekowy jest odmianą raeciniczną, nieczynną optycznie i zawiera równe ilości jednostek I > i I - Polimery takie mogąbyć stosowane do wyrobu nośników leków.

Polilaktydy o wysokich masach cząsteczkowych powyżej .r>00()()() dal tonów, nadające s ię do wyrobu implantów o podwyższonych własnościach mechanicznych, są otrzymywane z cyklicznych dwulaktydów w polimeryzacj ikationowej z otwarciem pierścienia. Dwulaktydy są otrzymywane w wynikuoddestylowania wody z kwasu mlekowego w temperaturach nie przekraczających 230°C pod zmniejszonym ciśnieniem. Jako katal izatory stosuje siętlenek cynku lub tlerik żelaza (II). Dwulaktydy występują w trzech optycznieczynnych odmianach izomerycznych jako L-laktyd, D-laktyd i nu o- L /Dlaktyd (zawierający jedną jednostkę L i jedną D) oraz optycznie nieczynny,racemiczny DL-laktyd, będący mieszaniną tych trzech izomerów. Pnlimeryzację prowadzi się w te mpe raturac h nie przekraczających 200" ( ' (, w\ kl<100-120° C), stosują c sole cyny lub cyn ku jako katalizatory, letnpei al III Vtopnienia i stopień krystaliczności homoplimerów polilaktydowycli ora/ u likopolimerów typu L/D i L/DL mieszczą się w zależności od składu cheinicznego i masy cząsteczkowej ma teriału odpowiednio w przedziałach od Uli185° C i 20-70%.

o o

->• H — (O CH C O CH C) N — OH

HNC CH3 | IC H , C H ,

ORys. 4.28. Synteza poli(L-laktydu) z L lakt i

I n n e p o l i m e r y b i o r e s o r b o w a l n e

Znaczące zastosowanie w medycynie obok hornopoliinerów glikolidu i laltydów znalazł też poliparadioksanon, głównie na nici chirurgiczne, , i ink.-iich kopolimery z różnymi monomerami. Monom ery te to głównie kapiolakton oraz węglan trójmetylu. Praktycznie jak dotąd nie znalazły przemysłowego zastosowania w medycynie polihydroksymaślan i jego kopolimer zwalcrianianern. Przyczyną tego są niekorzystne własności mechanicziie wy-robów otrzymywanych przez przetwarzanie z masy stopionej, a także dliigie czasy całkowitej rosorpeji w organizmie. Występujące naturalnie poli

hydroksymaślan oraz jego kopolimer z walcrianianern są polimerami optycznie czynnymi, otrzymywanymi na skalę przemysłową przez fermentacjębakteryjną melasy lub mąki kukurydzianej. Polimer o wysokiej czystości



.'XII I U i o i i u i l c n a l y p u l i ii i t t o w c

0 0 0a ) II II b) r ||

H (O CH C O CH , C )„ OH H - O (CH 2 ) R > - C 1 - OHJ 11C H 3

0 0 0C) II II II

H ( O C H 2 - C H 2 - C H 2 — O — C — 0 — C H 2 — C — O — C H 2 — C ) „ — O H

o 0(I) || e) ||

H (O CH CH2 C)„— OH H - ( 0 - C H - C H 2 - C ) n - 0 HI

C H 3 C H 2

of) II C H3

H ( O C H 2 - C H 2 - O - C H 2 - c ) „ - O H

Uys. 1.29. Inne polime ry bioresorbowalne: a) Kopo limer laktydu z glikolidern; b)Poli(£-kaprolakton); c) Kopolimer glikolidu z węglanem trójmetylenu;d) Polihydroksymaślan; e) Polihydroksywalerianian; f) Polidioksanon.

jesl i zo lowany z przcfermentowanego materia łu poprzez ekstrakcję rozpusz-cza lnikami . Pol imery te mogą być też otrzymywane syntetycznie z racemi-cznego / i -butyrolaktonu i /3 -walero laktonu. Kata l izatorem jest o l igomery-i / .ny a luinoksan. Stopień k rysta l iczności po l ihydroksymaślan u wynosi 50-(il)Vi:, a temperatura topnienia 180° C.

Pol imery oparte na węglanie tyrozyny i fumaranie propylenu są wciążw l i iz ic wprowadzania na rynek. Inną grupą pol imerów, których znaczenie

la le wzrasta , są e lastomery pol iuretanowe oparte r ia monomerach o dużej' r o d n o ś c i biologicznej. Choć w literaturze naukowej pojawia się coraz więcejinformacji na ich temat, po l imery te są c iąg le jeszcze w fazie eksperym en-talnej 110-511.

In \ V / — \/ N\ t ! /—X \HO / ( ) ') C H ? - C H ? - C - N H C H C H 2 " ) ) OH

c = o 'I0I

R

Uys. I..'!(). g) P olibezwod nik; h) Uiol oparty na tyrozynie, stosowan y w synt eziepoliwęglanów tyrozyny.



1. 2 . Mc l .o ily p r ze twar zan iu po l im er ów n a wyr oby l l ir i ly i /iii

M o d u ł Yuiiny.a Wyti/yinalnśc nn

Polimer (G Pa) /.ci wiuiic (M1 *ft)

Poli(L-laktyd) (z wtrysku) 3.0 6.0 40 70

Poli(L-laktyd) (orientowany) 6.0 14.0 300 1200

Poli(L-laktyd) (zbrojony resor-bowalnym szkłem - kompozyt) 8.0 - 30 200

Poliglikolid (z wtrysku) 2.0 3.0 10 150

Poliglikolid (orientowany) 5.0 6.0 500 - 800Polihydroksymaślan 3.0 4.0 30 - 50

Tab. 4.3. Wła sności m echaniczne syn tetyczny ch polimerów bioresorbowulnv< li

4 . 1 . 2 .3 . K o m p o z y t y

Obok polimerów resorbowalriyeh zastosowanie w medueunie /unln/lv bmateriały kompozytowe oparte na tych polimerach i trifoslornnie wapniaoraz hydroksyapatycie. Kompozyty takie stosuje się z różnym skul kiciu j a k o

substytuty kości gąbczastej do wypełniania ubytków kostnych, które nie goją się samorzutnie, a rozmiary ich przekraczają wymiary krytyczne. Kompożyty stosuje się też w implantach do zespolenia złamań kostnych. Jednymz is totnych problemów związanych z takimi kompozytami jest oddzielaniesię polimeru od frakcji nieorganicznej w środowisku wodnym, a więc także

w obec ności płyn ów ustrojowy ch. D latego też coraz więcej uwagi poświęcasię nanokompozytom opartym na polimerach bioresorbowalriych i ceramice,w której rozmiary kryształów nie przekraczają 200 nanometrów. Siif.enije się, że przy użyciu kryształów o takich rozmiarach, możliwym będzieuzyskanie implantów o podwyższonych własnościach mechanicznych o IM /uniknięcie procesu rozwarstwiania na granicy faz między orr.anii .-ni) mutrycą polimerową, a zbrojącą ją fazą mineralną.

4 . 2. M e t o d y p r z e t w a r z a n i a p o l i m e r ó w n a w y r u h y m e d y c z n e

Wyroby polimerowe ogólnego zastosowania otrzymuje się w wyniku przet.warzania polimerów z masy stopionej lub z roztworu |2,30,31,32,33|. Wyroby medyczne uzyskuje się przy wykorzystaniu technik stosowanych dowyrobu produktów polimerowych ogólnego użycia. Podstawowe metody

przetwarzania z masy stopionej obejmują wytłaczanie, wtrysk, formowaniepod ciśnieniem, walcowanie, wydmuchiwanie, odlewanie, powlekanie, nawijanie włókien, laminowanie, formowanie obrotowi', przeciąganie połączone



I I5iomiit ,or ia. ly poli mero we

ze zbrojenierri polimeru innym rinil.fi mieni i nat rysk masą stopioną. Wyrobypolimerowe uzyskuje się też przez polimeryzację monomerów w odpowied-nich formach, które mają kształt produktu końcowego.

Przetwarzanie z roztworu obejmuje wylewanie roztworu polimeru doformy o odpowiednim kształcie, pokrywanie formy przez zanurzanie w roz-tworze polimeru o odpowiednim stężeniu, malowanie lub natrysk.

11'ullaczamc (eztrusion)

Wyt.l arzanie jest procesem ciągły m, stosow anym główn ie do produkcji włó-kien, folii, rur i innych profili, nieraz o bardzo skomplikowanych kształtach.W metodzie tej polimer w postaci granulatu jest wprowadzany do ogrzewa-nej1,o cylindra wytłaczarki ślimakowej, w którym ulega stopieniu. Obraca-jący s ię ś l imak wytłacza stop polimeru przez odpowiedni t łocznik (dyszę)o okreś lonym profi lu, przyjmując po ochłodzeniu żądany kształt .

Wtrysk (injectiori-moulding)

Przetwarzanie polimerów metodą wtrysku jest procesem nieciągłym, poz-walającym na masową produkcję wyrobów o skomplikowanych kształtach.Wyroby końcowe otrzymuje s ię etapowo podczas indywidualnego wtrysku.W met,odzie tej polimer jest wprowadzony do ogrzanego cylindra wtryskar-ki ślimakowej, w którym ulega stopieniu. Obrót ślimaka powoduje wzrostc iśnienia w cylindrze i przesuwanie stopionej masy w kierunku dyszy wylo-towej . Stopiony polimer po przejściu przez system kanałów łączących dyszę

Ibrnią wypełniają pod ciśnieniem. Po schłodzeniu i otwarciu formy otrzy-muje s ię gotowe wyroby. Metoda wtrysku pozwala na uzyskanie wyrobów0 dobrym odwzorowaniu powierzchni formy.

lun litowanie pod ciśnieniem. (compression-mo ulding)

Met alowe formy o odpowiednim kształcie są wyp ełniane o dmierzoną i lościąpolimeru w postaci proszku lub granulatu. Następnie forma z polimerem jestumieszczana między podgrzanymi płytami prasy hydraulicznej , sprasowa-na pod żądanym ciśnieniem i utrzymywana w zadanej temperaturze przezustalony okres czasu. Po tym okresie chłodzi się formę, redukuje ciśnienie1 wydobywa polimerową kształtkę. Formowanie pod ciśnieniem stosuje się doot rżymywania stosunkowo prostych elementów, które przetwarza się następ-nie na bardziej skomplikowane wyroby końcowe przez obróbkę skrawaniem,wycinanie lub wiercenie.

I Valcowani(: (caleridcńrig)(Iranulat, polimerowy wprowadza się między ogrzane cylindry metalowe,gdzie ulega stopieniu. Następnie stopiony polimer przemieszcza się między



1 .2. Me tody pr ze lw in / i in ia po l im er ów na wyr o l iy im• °>I,v• /ih

serią chłodzonych cylindrów o dokładnie ustalony 111 prześwicie. I'(>d<'/as tegoprocesu ulega on zestaleniu, tworząc płytę łub lulu; u określonej grubości.Technikę walcowania stosuje się także do uzyskiwania, półproduktów o podwyższonych własnościach mechanicznych (orientacja łańcuchów polimerupodczas walcowania) .

Wydmuchiwanie (blow-rnoulding)

Wytłoczona kształtka polimerowa w kształcie bańki jest umieszczona mię-dzy dwoma połówkami rozkładanej formy. Następnie wprowadza się do podgrzanej kształtki sprężone powietrze, co powoduje jej rozdmuchanie połą-czone z odwzorowaniem kształtu formy. Po otwarciu formy wydobywa sięprodukt końcowy Metoda ta pozwala na produkowanie wyrobów dmuchanych o skomplikowanych kształtach.

Odlewan ie, polimeryzacja w formie (casting, casl-polymcrr-alwn)

Formę o pożądanym kształcie pokrytą materiałem zapobiegającym ndhc/ | inapełnia s ię okreś loną i lością ciekłego lub zestalonego monomeru /uwiciującego katal izator. Następnie formę ogrzewa s ię do pożądanej lempciului v

dla zainicjowania polimeryzacji. Po upływie określonego czasu łoi mę ul win asię, a utworzony polimer odwzorowuje jej kształt przyjmując kształt, rutowego wyrobu.

Powleka/nie (coating)

W metod zie tej pol imer w stanie s topionym nakłada s ię na podłoże s tosującwałki metalowe, ostrza metalowe, zanurzanie lub natrysk.

Nawijanie włókien (filament winding)

Ciągłe włókna nasycone stopionym polimerem, roztworem polimeru lub munomerern są nawijane maszyn owo na pręty lub rury metalowi Po . t nleniupolimeru pręt jest usuwany. Metodą tą otrzymywane są elementy o |>* 1

kroju kolistym, zw ykle rury o podw yższony ch własnościach niechanu uyi li

Laminowanie (la.minaLi.ng)

Technikę tę wykorzystuje się do otrzymywania wyrobów zbrojonych, <> po dwyższon ych własnościach m echanicznych. Tkaninę lub włókninę służącądo wzmocnienia wyrobu polimerowego nasyca s ię lub pokrywa polimeremi umieszcza w formie o pożądanym kształcie. Zest alenie polimeru pod ciśnie

nicin pozwala na uzyskanie wyrobu końcowego odwzorowującego kształtformy. Technika ta pozwala na produkcję wyrobów o nieskomplikowanychkształtac h, zbrojonych płyt, prętów i rur.



I I ł ionii i ter iHly polimerowe!

Form.owa.nie obrotowe (rol-alAonal moulding)

Ciekły lub sproszkowany polimer umieszcza się w formie, która po zamknię-ciu jest ogrzewana. Forma wprowadzana jest w ruch wirujący, w celu do-brego rozprowadzenia stopionego materiału na jej wewnętrznych ściankach.Po wystudzeniu formy wyjmuje s ię produkt końcowy odznaczający s ięznaczną izotropowością.

Formow anie na gorąco (therriioforming)

Płyty lub fol ie pol imerowe umieszcza s ię na matrycy lub patrycy dwuczęś-ciowej formy metalow ej. Nastę pnie forma jest ogrzewana przy zastoso waniupróżni co powoduje, że element polimerowy przyjmuje jej kształt. Technikęstosuje się do produkcji nieskomplikowanych wyrobów o prostych kształ-tach.

I'rzeriąganie (pulLrusion)

Technikę przeciągania stosuje się do otrzymywania materiałów kompozy-towych w proces ie ciągłym. Włókno s łużące do zbrojenia polimeru jestprzeciągane przez zbiornik, w którym znajduje się monomer z kataliza-torem albo polimer w stanie stopionym lub w roztworze. Następnie jest onokierowane do ogrzewanych komór, w których zachodzą procesy połączeniazbrojenia z pol imerem. W zależności od rodzaju wyjściowego polimeru możezachodzie polimeryzacja monomeru albo zestalenie s topionego polimeru lubodparowanie rozpuszczalnika prowadzące do utwardzania polimeru. Tech-

nika j e s t stosowana do otrzymywania prostych kształtów, np. prętów, ruri kątowników. Materiałem zbrojącym są często włókna węglowe.

Nal.rysk masy stopionej (m.elL-blowing)

I 'oliiner zostaje wprowadzony do cylindra wytłaczarki ślimakowej i stopiony.Śl imak podaje s topioną masę do pompy zębatej , z której zostaje ona prze-mieszczona do dyszy połączonej z kompresorem. Polimer jest wyrzucanyz dyszy w postaci mikrowlókienek i zbierany w postaci włókniny na chło-dzonym obracającym s ię cyl indrze (nawijarce) .

/ V i Iwar ainc polimerów z roztworu

Wiele wyrobów polimerowych otrzymuje się przez przetwarzanie roztworówpolimerów, co wymaga ich rozpuszczenia w odpowiednich rozpuszczalni-kach Roztwór wylewa się następnie do odpowiednich form, w których nas-tępuje odparowanie rozpuszczalnika i zestalenie się polimeru połączone z od-

tworzeniem kształtu formy. Wyroby gotowe można też uzyskać przez wielo-krotne natryskiwanie formy roztworem polimeru, zanurzanie formy w roz-tworze, malowanie i wylewanie. O jakości użytkowej danego roztworu decy-



4.2. Met.ody prwt.włir/.nni U poliInerńw MII wyroby nicilyi M

dują nic" tylko właściwości sam ego polimeru, lec/ tn k/e ro d/aj u żytego rozpuszczałriika i stężenie polimeru w roztworze.

Otrzymywanie struktur porowatych

W wielu przypadkach wymagane jest, aby produkty do zastosowań inedycznyeh posiadały strukturę porowatą. Dotyczy to zarówno pre>eluktów stosowanych pozaustrojowo jak i implantów. Struktury porowate; w polimernelmożna wytworzyć stosując przetwarzanie z masy stopionej lub z roztworu.

Przetwarzanie z masy stopionej obejmuje:

otrzymywanie włókniny,

ełekompozye'ję soli (np. kwaśnego węglanu wapnia) elodnnyeli <lo polimeru, któremu towarzyszy uwalnianie gazów i tworzenie porów

wyk orz ystan ie reakcji z obo jętn iani a se>li połąey.oue z uwalnia niem "•»<zów (np. reakcja węglanu sodu z kwasem cytrynowym),

krystalizację eutektyczną soli organicznych w polimerze, a iuv>lepiiliich wypłukanie,

wytłaczanie lub wtrysk poliineni zawierającege) kryształy soli nieorp.anicznych lub organicznych, które następnie poddaje s ię wypłukaniu,

wytłaczanie lub wtrysk polimeru przeznaczonego na wyrób porowaiw obecności dodatków innych polimerów. Dodatki to wypłukuje' sinastępnie z zestalonej mieszaniny, stosując rozpuszczalniki nie poweidujące rozpuszczanie właściwego polimeru.

rozpuszczanie polimeru w gazowym dwutlenku węgla.

Pod czas przetwa rzania polimerów z roztworu stosuje się e/e u* ul l.u< hennjako czynnik pe)rotwórczy. Sól dod aje się do roztworu polinieiu, i po udp 'rowaniu rozpuszczalnika wypłuk uje z zestalemego malei lalu np pi • orzew anic w wod zie. Całko wite usunięcie de>elat,ków i roz piis/c /alni kow <stal one go p olim eru jest k oniec zne dla utrzy ma nia je-go bioz.roelno: ci SI ruktury porowate można też uzyskać w tzw. procesie "odwracania, la/." (pluise-inverse proce>ss), polegającym na usuwaniu rozpuszczalnika z ro/.twoipolime ru zawieraj ącege) nierozpuszczalnik. Usuwanie rozpuszczał nika ino /następować w wyniku odparowania lub wytrącania polimeru z roztwórprzy użyciu nierozpuszezalników. a także; podczas natryskiwania roztworom

polimerów na e)dpowiednie pe>elle:>że'. W tym ostatnim przypadku porowaistruktura utworzona, jest głównie- z inikrowłókieriek. Struktura porowaimoże bvć równie/ wytworzona przez wprowadzenie do orgnnizinu stężonej)



I . I J i o m a t . c r i a l y p o l i m e r o w e

rozt-woru polimeru (pseudożcl-putty) bazującego na rozpuszczalnikach do-puszczonych do kontaktu z żywą tkanką. Następuje wówczas wytrącenie po-limeru zawierającego pory.

Uzyskiwanie materiałów polimerow ych o podwyższonych własnościach me-chanicznych

Wyroby polimerowe mające szczególne zastosowanie w med ycynie, takie jakmci chirurgiczne oraz implanty resorbowalne do zespolenia złamań kost-

nych, winny odznaczać s ię podwyższonymi własnościami mechanicznymi.Metodami prowadzącymi do uzyskania takich materiałów jest między inny-mi orientowanie łańcuchów polimeru. Orientację makrocząsteczek uzyskujesię tn.in. przez rozciąganie obiektu polimerowego, walcowanie, rozdmuchi-wanie, wytłaczanie przy wysokich prędkościach i kontrolowaną krystaliza-cji; z roztworów rozcieńczonych. Rozciąganie, walcowanie i rozdmuchiwanieprzeprowadza s ię w przedziale temperatur pom iędzy tempe raturą zeszkleniai temperaturą topnienia, n a zimno lub na gorąco (cold-drawing, hot-drawing,rah-ndning). Procesowi orientacji makrocząsteczek towarzyszy przemianawyjściowej s lenili tycznej struktury w strukturę fibrylarną [57].

Typowe rozciąganie na zimno lub na gorąco stosuje się zwykle przy wy-iobie elementów o niewielkich przekrojach, np. włókien lub folii. Do orienta-i p łańcuchów w wyrobach polimerowych o dużych przekrojach, stosowanychna przykład do zespolenia złamań kostnych poddawanych obciążeniom, s to-uje MI; tzw. wytłaczanie hydrostatyczne lub przeciąganie obiektu w stanie

tals ni przez dyszę o rozmiarach mniejszych niż wyjściowe rozmiary obiek-tu (nim ixlru.si.on, solid-state eztrusion) [58-66] . Inne metody uzyskiwa-nia wyrobów polimerowych o podwyższonych własnościach mechanicznychoparte są na wytłaczaniu polimerów zdolnych tworzyć stan ciekłokrysta-liczny |58|, wytłaczaniu żeli lub pseudożeli polimerowych, wytłaczaniu roz-tworów polimerów zawierających domieszki polimerów ciekłokrystalicznych,sieciowaniu, wygrzewaniu strefowemu, przędzeniu z nietypowych rozpusz-czalników |63|, oraz "spawaniu" zorientowanych włókien polimerowych przypomocy rozpuszczalników [67|.

SI i-i i/h nr/u wyrobów polimerowych

I 'roi I ukty medyczne sterylizuje się stosując przegrzaną parę wodną, gotowa-nie w wodzie, ogrzewanie w temperaturach przewyższających 180° C, dzia-ła jąc promieniami gamma lub beta, a także poddając działaniu gazowego

tlenku etylenu. Wybór techniki sterylizacji zależy od materiału, z jakiegowykonano dany wyrób |68-7I |. Niektóre wyroby polimerowe poddane działa-niu przegrzanej pary wodnej, gorącej wody lub wysokich temperatur ulegają



4 . 2 . M e t o d y p r / . c t w a r z i i h i . i p o l i m e r ó w m i w y r o l i y m e d y . / , l h

deform acji, degradacji termicznej i oksy dacy jne|, a w wielu przypadkachhydrol iz ie . Ponieważ nic mogą być stery l izowane przy pomocy lyc l i metod,sterylizuje się je radiacyjnie lub przy użyciu gazowego tlenku etylenu (101 'C)).

Sterylizację radiacyjną przeprowadza się stosując dawki promieniowaniaw przedzia le 15-20 kGy, co powod uje w w ie lu przypadkach dram atyczny spa-dek masy cząsteczkowej oraz obniżenie własności mechanicznych pol imerów.Dla zmniejszenia oksydacyjnej degradacji materia łu, często stosuje s ię a tmosferę beztlenową. Należy także l iczyć s ię z tym. że stery l izacja radiacy j

na prowadzi często do usiec iowania pol imeru. Choć niekiedy może to miećskutek pozytywn y, np. w przypadku w ysokocząsteczkowcgo p ol iety lenu sto-sowanego na panewki stawowe, to w wie lu przypadkach jest to e lekt niepożądany.

Sterylizację tlenkiem etylenu prowadzi się w przedziale tempciatui' 'I70° C, przy u trzym aniu wilgotn ości względn ej w przedziale .'10 tit)'1; Klęktywne stężenie gazu wynosi 400-1600 mg /dm . Często zamiast czy sl iyo t lenku ety lenu stosuje s ię jego mieszaniny z freonem lub dwutlenkiem węelnw stosunku 12-88% lub 20-80 . ETO nie wpływa praktycznie na W I I I N I I O M imolekularne i mechaniczne pol imerów.

Polimer Skutek napromieniowania

Poliamidy Odporne na jednokrotną sterylizacjęPolietylen Odporny na wielokrotną sterylizacjęPolipropylen Nieodporny, kruszy sięPolichlorek winylu Odporny na jednokrotną sterylizacjęPolistyr en Odporny na jednokrotną stcryli/,a< jęPolitetra fl uoroety len Nieodporny, kruszy sięPolisulfony Odporne na jednokrotną ..lei yli/m jęPoliac etal Nieodporny , kruszy się, /.mieniu k o l o i

Poliuretany (stabilne) Odporne na wielokrotną stn yli/m jęPoli uretany (biodegradowałne) Nieodporne, degradacjaPolimetakrylan metylu Nieodporny, kruszy się-, / m i e n i u k o l o i

Silikony Odporne na jednokrot ną steryli/.m ję

Lab. 4.4. Od porno ść polimerów biomed ycznych na napromien iowanie '.'!> k(!y

Od niedaw na dostęp na jest przemysłowa technika stery lizacji niektórych wyrobów pol imerowych przy użyciu niskotemperaturowej plazmy z nadtlenkuwodoru (technika STK R.RAD firmy Johnson & Johnson) |70 | . Kksperymen

talnic stosowano też z dobrym skutkiem do stery l izacji po l imerów biorcsorbowalriyeh riiskot.euipcrnt l irową plazm ę tlenow ą, d wut lenku węgla, azot ui argonu |711.



I. IJ i o m a t . c r ia l y p o l i m e r o w e

• 1 . . ' i . P r z y k ł a d y z a s t o s o w a n i a p o l i m e r ó w w m e d y c y n i e

Zastosowanie polimerów w medycynie jest bardzo szerokie szczególnie, jeśliuwzględni się zastosowania eksperymentalne. W tym rozdziale skupiono sięjednak głównie na wyrobach medycznych produkowanych na skalę przemy-słową,, które uzyskały odpowiednie atesty, dopuszczające je do stosowaniaw k 11 u i lu ich. Warto w spom nieć, że niektóre produ kty m edyc zne stosowan eprzed hity zostały wycofane z produkcji i zastąpione innymi, wytworzonymi/, nowych, lepszych materiałów [1-8,11,12,72-90].

I. K a r d i o c h i r u r g i a , c h i r u r g i a n a c z y n i o w a , h e m o d i a l i z a

Implanty polimerowe są stosowane w chirurgii naczyniowej i kardiochirurgiiod początków dwudziestego wieku. Prymitywne początkowo implanty z nie-zbyt dobrze scharakteryzowanych i oczyszczonych polimerów zostały zastą-pione przez wyroby o najwyższej jakości. Typowymi przykładami takich wy-robów są:

sztuczne naczynia krwionośne,

zastawki serca,

eleme nty konstrukcy jne sztucz nego serca i im plan to walnych pom pwspomagających pracę serca (LVAD),

sul >s ty tu ty osierd zia,

przewody i elementy pomp do przetaczania krwi,

biliony i stenty do plastyki naczyniowej,

izolacje przewodów do rozruszników serca,

cewniki naczyniowe i zbiorniki do przechowywania krwi,

materiały do zakrzepiania wewnątrznaczyniowego,

substytuty krwi oraz różnego rodzaju membrany półprzepuszczalnestosowane w hemodial izie, nasycaniu krwi t lenem i plazmaferezie.

Polimery stosowane do wyrobu tych produktów to głównie politercftalanetylenu, politercftalan butylenu, poliuretany, polisulfony, pochodne celulozyi innych polisacharydów oraz w mniejszym stopniu silikony.

Istotnym problemem związanym z konstrukcją i użyciem implantów

polimerowych stosowanych w kardiochirurgii oraz w chirurgii naczyniowej,jest, ich zachowanie się w kontakcie z krwią, które z kolei zależy od charak-terystyki stanu powierzchni implantu. O jakości powierzchni decyduje jej



r r / y k l i u l y / a . s l o H o w i i i i i i i | >i >l ii n iT ó w w i n c i l y y m i

napięcie powierzchniowe, energia swot)o<lna, tekal lim, UL U •CIKIM - porów, z anieczyszczeri i defektów oraz obecność grup chemicznych, od których z koleizależą własności elektryczne i hydrol i lowośc. W przypadku, gdy własnościpowierzchni implantu w kontakcie z przepływającą krwią są, dalekie od optymalnych, może następować jej krzepnięcie i blokowanie naczynia. Przywyborze materiału na implanty przeznaczone do kontaktu z krwią, możebyć pomocna znajomość ich krytycznego nap ięcia powierzchnioweg o y, •:

cos 9 1 + fr(7c — 7 l )

gdzie: 7c - krytyczne napięcie powierzchniowe ciała stałego, 7/, -energiaswobodna powierzchni cieczy, 0 - kąt zwilżania (0 < O < 7t/'2).

Sugeruje się, że materiały, których krytyczne napięcie powici i hnwiinmieści się w przedziale '20 do 30 mN/rn, znajdują się w l-zw. "strelie biozgodności" i winny w stopn iu minim alnym wyzw alać proces krzepnięcia | l |Stosuje się różne sposoby modyfikowania powierzchni implantów dla poprawienia ich zgodności z krwią. Wśród nich należy wymienić powiekamipowierzchni warstwą z polimerów hydrofilowych i hydrożeli, uzyskiwanie n.ipowierzchni ładunku ujemnego w wyniku tworzenia elektretów, doczepia,nia anionów oraz zwiększania przewodnictwa elektrycznego przez mieszaniepolimeru z sadzą ("polimery bioelektryczne"). Inne metody polegają na pow-lekaniu powierzchni albuminami, doczepianie heparyny lub prostaglaridyny,działaniu niskotemperaturową plazmą oraz pokrywaniu w niskich temporaturach izotropowym węglem. Jak dotąd jednak, żadna z zastosowanychtechnik modyfikacji powierzchni protez naczyniowych nie doprowadziła douzyskania implantu o optymalnych własnościach. Jest, to szczególnie w id oczne w przypadku protez o średnicach poniżej 3 min, któro mogłyby byćstosowane jako połączenia omijające (tzw. "by-passy") w chirurgu nnczyuwieńcowych [4],

4 . 3 . 2 . C h i r u r g i a s z c z ę k o w o - t w a r z o w a

Materiały polimerowe są stosowane w chirurgii szczękowo-t warzowej do wypełniania ubytków kostnych żuchwy i szczęki górnej, rekonstrukcji kości czaszki i twarzy, kości jarzmowej, oczodołu i korekcji kosmetycznych, ii|>. nosai podbródka. Polimery są też stosowane do regeneracji kości w zębodolach,zabezpieczenia implantów dentystycznych przed wrastaniem tkanki miękkiej i jako elastyczne wkładki dentystyczne, zmniejszające nacisk na dziąsła

wywieran y przez pro tezy Polimery niedegradowalne stosow ane w cłiirurgii szczękowo-twarzowej to głównie polietylen, najczęściej w postaci porowatyeh pły t lub bloków, polimetakrylan metylu, silikony 1 poliuretany |l,



Uys. 1.31. Przykłady handlowych implantów z polimerów bioresorbowalnych.

- f i ) \ I l i o m i i l c r i a ł y p o l i m e r o w e

2,3,(>,7,72,73|. Coraz większe zastosowanie znajdują też wyroby z polime-rów rcsorbowalnych. Typowym przykładem są folie i membrany mikropo-rowate do t.zw. "kierowanej regeneracji tkanek" (guided tissue regeneration)oraz śruby, nity i płytki do mocowania złamań kostnych [37]. Użycie im-plantów rcsorbowalnych zamiast metalowych pozwala na uniknięcie drugiejoperacji związanej z ich usuwaniem, obniża koszt hospitalizacji, a w przy-padku zabiegów chirurgicznych u dzieci, zapobiega ograniczeniom rozwojukości czaszki. Z grupy polimerów bioresorbowalnych w chirurgii twarzowo-,szczękowej wykorzystuje się polihydroksykwasy, głównie polilaktydy oraz

ich kopolimery z glikolidern.

1 . 3 . 3 . C h i r u r g i a u r a z o w a i o r t o p e d i a

Zastosowanie polimerów w chirurgii urazowej i ortopedii jest stosunkowoograniczone, choć w dość powszechnym użyciu są np. panewki stawu bio-drowego, elementy protez kolana i stawu łokciowego, implanty stawów pal-cowych i nadgarstka oraz cementy do mocowania protez stawu biodrowe-go w kości. Polimery są też stosowane do wyrobu protez ścięgien i wiąza-deł , gwoździ wewnątrzkanałowych krótkiego użycia, kompozytowych pły-

tek i śrub do zespole nia złamań kostnych oraz elemen tów, tzw. klatek dozespolenia kręgów kręgosłupa. Polimery niedcgnulowalne stosowane w tej



! ..' }. I ' r / y k l a c l y z f u i l .o s o w a n i a p o l i m e r ó w w i n c i l y i y n i e

dziedzinie medycyny to polietylen o ultra, wysokiej masie cząsteczkowej,pol ipropylen, po l imetakrylan mety lu, żywice epoksydowe g łównie w formiekomp ozytów z włóknami węglowymi, po l i tercfta lan ety lenu, s i likony i żywiceacetalowi;.

Podobnie jak w przypadku chirurgi i szczękowo-twarzowej, wzrasta teżzastosowanie implantów do zespoleń kostnych i kostno-chrzęstnyeh wyko-nanych z pol imerów bioresorbowalnych. Pol imery są także stosowane jakowypełniacze ubytków kostnych, najczęśc iej po zmieszaniu z autogennym

przeszczepem kostnym. Pozwala to na znaczne zmniejszenie i lośc i pobiera-nego przeszczepu. Pol imery stosowane do tego ce lu mogą być pochodzenianaturalnego lub syntetycznego . Obserwowano, że użycie kolagenu jako wy

pelniacza ubytków kostnych może powodować łagodną reakcję ii mologiezną , w wyniku której następuje ograniczenie regeneracji kości '/nnto O

wanie substytutów kości z po l imerów syntetycznych ma charakte i c l. ,pe i y

mentalny i jak dotąd brak jest produktów handlowych.

1 . 3 . 4 . C h i r u r g i a p l a s t y c z n a

Polimery w chirurgii plastyc znej stosu je się głów nie w dwóch przypadkach .W pierwszym, s łużą one prawie wyłącznie do korekcji wyglądu estetycznegopacjenta, na przykład dla zmniejszenia widoczności zmarszczek skóry twa-rzy oraz korekcji kszta ł tu warg , podbródka i nosa . W drugim przypadku,pol imery mogą dodatkowo spełniać funkcje f iz jo log iczne zastępując uszkodzone tkanki . Ma to na przykład miejsce , gdy są one stosowane w postacistruktur porowatych do w ypełniania ubytków tkanek lub jako pólprzepuszczałne membrany mikroporowate do pokrywania ran skóry powsta łychw wyniku oparzeń. Dość powszechnie stosuje s ię też kleje <|o łączenia nacięć na skórze [72,73,83,84,88]. P olimery nat uralne i syn tetyc zne w po.im iże li w strzykiwanych p odskórnie wyk orzystywane są w zabiegach ko u kc|lkosmetycznych. Przykładami takich pol imerów są min. ko lagen, hmli i ionia.n, poliakryloamidy, oraz mikrokuleezki z połietyloakrylanów lub polim<l.akrylanów zawieszone w żelu kolagenowym. Stosowanie żeli opartych unmieszaninie naturalnych pol imerów biodegradowalr iych i dodatków pol imerów niedegradowalnych przedłuża pozytywny e lekt, zabiegu kosmetycznego .Oprócz wymienionych na wstępie rozdzia łu podstawowych wymogów stawinnych materia łom przeznaczonym na implanty jest także pożądane, abyzele po wstrzyknięciu pod skórę nie przemieszczały się z miejsca wstrzyk-

nięcia.Implanty pol imerowe wypełniające zarówno funkcje strukturalne jak

i fizjologiczne mają zwykle strukturę porowatą. Rozmiary porów zależą od



I . U i o n i H t e r i n l y p o l i m e r o w i . '

| irzeznaczenia implantu i mieszczą. się zwykle w przedziale od 0.5/im (sztu-czna skóra) do 300/tni (wypełnianie ubytków tkanek). Polimery stosowanedo produkcji takich implantów to głównie silikony, poliuretany, polietyleni pol itetrafluoroetylen.

• 1 . 3 . 5 . Ł ą c z e n i e t k a n e k m i ę k k i c h

I )o łączenia tkanek miękkich stosuje się dwie podstawowe metody. Pierwsza

z nu li najbardziej p owsze chna wykorzy stuje nici chirurgiczne i różnego ro-dzaju zszywki, druga kleje. Nici stosowane do łączenia tkanek mogą byćwykonane z polimerów lub metali, te ostatnie jednak nie mieszczą się w ra-mach niniejszego rozdziału i nie będą tu omawiane.

4 . 3 . 5 . 1 . N ic i ch irurgiczne

Przyjmuje się, że dobre nici chirurgiczne mają charakter uniwersalny. Oz-nacza to, że winny być wykonane z materiałów p ozwalających na stosowanienici do zabiegów chirurgicznych. Nici powinny posiadać wysoką wytrzyma-łość na rozciąganie, stałe wymiary oraz strukturę powierzchni powodują-cą minimalne uszkodzenie tkanek podczas szycia oraz minimalną reakcjętkankową. Nici winny być wystarczająco elastyczne, aby ich stosowanie byłołatwe. Wiązanie węzła chirurgicznego nie powinno powodować znacznegoobniżenia własności mechanicznych nici. Zawiązany węzeł powinien być

mocny i t rwały. Nici winny być odporne na infekcję, wykazywać optymal-ną absorpcję płynów ustrojowych, minimalny efekt kapilarny i utrzymywaćoryginalne wymiary i kształt w kontakcie z tkanką |74-76,84-86|.

Nici chirurgiczne mogą być produkowane z przędzy wielowłókienkowej,którą skręca się lub splata, a także z włókien pojedynczych. Oba rodzaje niciposiadają zalety i wady. Nici z przędzy wielowłókienkowej są mniej sztywneniż nici z włókien p ojedynczych, posiadają wyższą odporność na rozciąganiei są łatwiejsze w użyciu. Z drugiej jednak strony, posiada ją wyż szy wspó ł-czynnik tarcia, co powoduje większe uszkodzenie tkanek podczas zszywaniaoraz wykazują zwiększoną absorpcję cieczy, co czyni je bardziej podatnymina iniekcję i zakażenia.

Nici z włókien pojedynczych są stosunkowo odporne na infekcję i łatwiejprzechodzą przez tkanki niż nici z przędzy wielowłókienkowej. Z drugiej je-dnak strony, mogą ulegać większej deformacji i osłabieniu przy wiązaniu,

a. utworzony węzeł jest bardziej podatn y na roz wiązanie.Numeracja nici chirurgicznych jest. oparta na systemie klasyfikacji po-danym po raz pierwszy w Farmakopei PSA (11SI *) w 1937 roku, z, uwzględ-



•I . 'i . I ' r / . yk ł a d y / . tm l .O H O w an i a po l i m e r ów w i ne dy i yn i i 1: 1

RozmiarŚrednica

minimalna|mm|

Średnicamaksymalna

|inrn|

Wy 11 zyiuali im nazerwanie w węźle

chirurgicznym|kC|

0 0.350 0.399 2.162-0 0.300 0.339 1.443-0 0.200 0.249 0.964-0 0.150 0.199 0.60

5-0 0.100 0.149 0.406-0 0.070 0.099 0.20

7-0 0.050 0.069 0.148-0 0.040 0.049 0.06

Według: "CJuidance for Surgical Suture 510(k)", U.S.Department of Health and Humań Services, Food andDrug Administration, Center for Devices andRadiological Health, Rockville, USA, 10.08.2000.

Tab. 4.5. Rozmiary nici chirurgicznych (U SI').

nicniem kolejnych modyfikacji . Typowy przykład takiej numeracji jest podany w tabel i 4 .5 .

Do wyrobu nic i chirurgicznych stosuje s ię po l imery pochodzenia natnralnego i syntetycznego , nieresorbowalne oraz bioresorbowalne.

Syntetyczne pol imery nieresorbowalne stosowane do wyrobu nic i ehirui

gicznych to politercftalan etylenu, politercftalan butylenu, kopolimer t.ereft.alanu etylenu i tereftalanu butylenu, polipropylen, polietylen, poliamidy(i i 6 .6 , po l i tetra l luoroety len (PT FE ). Naturalne pol imery niere sorbowalnestosowane do wyrobu nici chirurgicznych to białka i polisacharydy (|edwab, bawełna). Naturalne pol imery bioresorbowalne stosowane do produkc| inici chirurgicznych to kolagen, a bioresorbowaln e polimery syiitet yi , IM tog łównie pol ihydroksykwasy .

Nici chirurgiczne produkuje się przez wytłaczanie polimeru z roztworulub ze stopu, po czym następuje ich rozciąganie na z imno lub na gorącodla uzyskania zadawalających własności mechanicznych. Następnie , w zależności od rodzaju nici , splata się włókna tworząc plecionkę lub używajako włókno pojedyncze . Włókno tnie s ię na odcinki o określonej długości ,doczepia ig ły chirurgiczne, pakuje w odpowiednie opakowania i poddajesterylizacji .

Aby zapobiec oddzia ływaniu wi lgoci na pol imer, pakuje s ię wystery l izowane nici dodatkowo w trzecie opakowanie, składające się zwykle z Innunowariej polimerem folii aluminiowej.




Nazwa

h a n d lo w a

R o d z a j

p o l ime ru

S t r u k t u r a

w łó k n aZastosowanie

Prolene®Premilene®

Polipropylen Włóknop o je d y n c z e

Zszywanie skóry, kardiochirurgia ,chirurgia naczyniowa i p lastyczna

Dafi lon®Ethi lon®Nurolon®

Po l i a mid 6 W łó k n op o je d y n c z ePlec ionka

Chirurgia plastyczna , ofta lmologia ,mikrochirurgia , zszywanie skóry

Su p ra mid ® Po l i a mid 6 . 6 W łó k n op o je d y n c z e

Zszywanie skóry

Mira lene® Poli te refta lanetylenu W łó k n op o je d y n c z e Zszywanie skóry

Kl.hibond®Mersi leneDagrolil®

Po l i t e re f t a l a netylenu

Plec ionka Ortop edia , mięśnie

Synthofi l® Po l i t e re f t a l a netylenu

Plec ionka Chirurgia naczyniowa, kardiochi-rurgia , zszywanie skóry

Pe r in a -H a n d ®Sil kam

Pro t e in y -j e d w a b

Skręconaplec ionka

Ofta lmologia , stomatologia ,nerwy, chirurgia plastyczna

Linatr ix Len Skręcone włóknap o je d y n c z e

Żołądek, przewód pokarmowy

lab. 4.6. Przykłady handlowych nieresorbowalnych nici chirurgicznych.

Na z wa

liatltllowaP I W ® r n s I I ®

R o d z a j

p o l ime ruP o l i d i o k s a n o n

S t r u k t u r a

w łó k n aW ł ó k n op o je d y n c z e

Zastosowanie

Chirurgia twarzowo-szczękowa,chirurgia dz iec ięca , chirurgiap l a s ty c z n a

M a x o n ®M o u o sy n ®M o n o me n d ® M T

Kopolimer 2:1 gl iko-l idu i węglanu t rój-metylenu (znany teżjako "polyglyconate")

W ł ó k n op o je d y n c z e

Żołądek, je l i ta , g inekologia ,chirurgia dz iec ięca ,chirurgia plastyczna , urologia

Monocryl®

Salil®, QuickSnlil1" ' , Dexon®,I )exOU S®,I )(XOII II®

Kopolimer gl ikol iduz e -k a p ro l a k to n e m

W ł ó k n op o je d y n c z e

Mięśnie , chirurgiadziecięca, ginekologia

Poliglikolid Plec ionka Mięśnie, skóra chirurgia dzie-cięca, ginekologia, odontologia,ofta lmologia , żołądek,je l i ta , urologia

I 'olynlnel iue 910®Vlery 1®

Softea t® pla in

Kopolimer 9:1 lak-tydu z gl ikol idem

Plecionka Chirurg ia dz iec ięca ,mięśnie, ginekologia

Kolagen

Tal>. 4.7. Przykład y handlowyc

W łó k n opojedyncze

i rcsorbowalnych nici chirurgicznych.

Ofta lmologia , mięśnie ,ginekologia



1.3. I ' r /ykl tuly/ . ii . sl . () . sowii ,nii i pol ime rów w me dyc yni e

4 .3 .5 .2 . Kl e je

Kleje do ce lów medycznych winny spełnia ł wszystkie warunki stawiane materia lom implantowalnym, które wyszczególnione zosta ły na wstępne roz-dzia łu, a dodatkowi) być skuteczne w użyciu. Oznacza to , że kleje powinnyprzylegać i tworzyć mocn e wiązania z mokrymi tkankami oraz posiadać zdol-ność wzmagania procesu tworzenia skrzepów, gojenia ran i regeneracji tka-nek. Kleje winny być ła twe w użyciu, utrzymywać własności klejące w cza-

sie niezbędnym do przeprowadzenia zabiegu, a następnie ulegać szybkiemuzesta leniu i wiązać tkanki . Mimo o lbrzymiego zapotrzebow ania na, kleje wróżnych dziedzinach medycyny, ich wybór jest niewielki [73,77-!M)|.

Kleje dostępne na rynku oparte są g łównie na pol imerach naturalnych.Mimo znacznego postępu nauki w dziedzinie syntezy pol imerów, znledwi iki lka klejów opartych jest na pol imerach syntetycznych. < JI < • w 11 > j pi yi \ n>iwydaje się być fakt, że dobre własności klejące mają polimery ot rżymy w muz si lnie toksycznych i potencja lnie rakotwórczych monomerów.

Do klejów poc hod zen ia natu ralnego zalicza się klej oparły na libry noginie. Typowy zestaw oferowany na rynku zawiera liofil izowany libryuogeupochodzenia ludzkiego oraz trombinę. Po zmieszaniu obu składników na:.tępuje przemiana rozpuszczalnego f ibrynogenu w nierozpuszczalną f ibrynę.Klej ten stosowany jest między innymi w zabiegach pulmonologicznych,operacjach na'otwartym sercu, oparzeniach i przeszczepach skóry, w neiirochirurgii i operacjach piersi . Ma on również zdolność zatrzymywania lo

kalnego krwawienia i uwalniania czynników wzrostu w operacjach chtząsl ,ki stawowej. Stosowanie autogennych klejów fibrynowych jest dość powszechne i obciążone niewie lkim ryzykiem kompl ikacji . Użycie klejów IIInego poch odz enia zw iązane jest z ryzykiem infekcji IIIV i zapalenia wi| l ioby (hepati t i s) . W niektórych przypadkach kleje pochodzenia zwierzęcegopow odowa ły obniżenie c i śnienia krwi i tworzenie nietypowych antyi ml < ,-\IInika V, mogących wyw oływać koagulopatię oraz tworzenie skrzepów w mu iscach odleg łych od m iejsca użycia kleju. Innym klejem po chodzen ia nul uralnego jest tzw. klej GRF. Jest on oparty na żelatynie, rezorcynie i wodzieWiązanie kleju następuje w obecności formaldehydu, a ldehydu g luta ,rowegolub pod dzia łaniem podwyższonej temperatury . Klej ten g łównie stosowanyjest w kardiochirurgii .

Dopuszczalne przez PDA do użycia kl inicznego kleje syntetyczne, oparte są prawie wyłącznie na cyjanoakrylanach |81-90 | . Pol imeryzują one szyb

ko w obecn ości wilgoci tw orząc mocn e wiązania z tkankami. Sto sow ane sągłównie w neurochirurgii oraz do łączenia ran ciętych skóry. Twierdzi się,że użycie kleju zamiast, nici daje lepsze wyniki kosmetyczne. Jedną z ujem



I . I J i o ma t . c r i a ly p o l ime ro w e

nych cech klejów cyjanoa kry łanowych jest, uwalnianie formaldehydu orazcyjanku zachodzące podczas procesu polimeryzacji. Sugeruje się też, że klejmoże powodować nekrozę tkanek i podwyższoną cytotoksyczność, która by-ła bardziej intensywna w przypadku klejów o niższej masie cząsteczkowej.Niedawno f irma BTG w USA poinformowała, że wprowadza do sprzedażydwa nowe kleje o nazwach handlowych ADALÓ 1 i ADALÓ 2, których bu-dowy chemicznej nie ujawniono. Kleje te posiadają wyższą kohezję niż klejefibrynowe oraz niższe ciepło polimeryzacji niż obecnie dostępne kleje cyja-

noakrylanowe. Po zagojeniu rany kleje ulegają biodegradacji. Choć począt-kowo przeznaczone były do zastosowań oftalmologicznych, mogą być teżstosowane w chirurgii ogólnej.

R o d z a j imp la n tó wImplanty tymczasowe

Opatrunki chirurgiczne , nic i chirurgiczne , kle je , gwoździe i kompozytowepłytki do mocowania z łamań kostnych, ba lony do plastyki naczyniowej ,cewniki , resorbowalne st ruktury porowate dla inżynieri i tkankowej , implantowalnemembrany do gojenia ubytków metodą GTR., pol imery farmakologicznie czynne

Implanty o dłuższym okresie stasowaniaŚcięgna , sia tki mocujące , sz tuczne zastawki serca , zestawy do rekonstrukcj istawów (panewki, cem enty), rurk i i st.enty przewodów m oczowych i żółc iowych,Icków materia ły do rekonstrukcj i tkanek miękkich i do zabiegów kosmetycznych,nośniki

Urz ądzen ia sym uluj ące procesy fizjologiczne

Sztuczne nerki , urządzenia do dia l izy, sz tuczne płuca , urządzenia do

nat leniania krwi, sz tuczna t rzustka , sz tuczne serce

Wyroby stosowane pozaustrojowo

i ewniki , worki na krew, opakowania leków, przewody, st rzykawki

'Lab. 4.8. Przykłady za stosowań polimerów w medycyn ie.

d . 3 . 6 . N a p r a w a i r e g e n e r a c j a t k a n e k o r a z n a r z ą d ó w w e w n ę t r z n y c h

Urazy, iniekcje oraz zmiany nowotworowe są typowymi przykładami sytu-a c j i , które mogą prowadzić do uszkodzenia lub utraty tkanek i narządówwewnętrznych. Drobne uszkodzenia mogą w ygoić s ię samoczy nnie lub w wy-niku przeprowadzenia niewielkiego zabiegu chirurgicznego. Duże ubytki tka-nek lub narządów wymagają ich naprawy przy użyciu protez. Sytuacją ideal-ną byłoby zregenerowanie funkcjonalnych tkanek i narządów. Ogólnie przyj-muje się, że naprawa prowadzi do odtworzenia brakującego lub uszkodzone-

go fragmentu tkanki, która choć spełnia swe funkcje, jest jednak odmiennaod tkanki oryginalnej. Ihynicracja natomiast, powoduje odtworzenie tkankilub narządu, które są identyczne z oryginalnymi.



!.,'(. P rzykłady /.aslosowiuiiii | •« >1 ii I IC I I IW w medycynie ."I

i . • . • #Ł,

I )

Uys. 4.32. Świni ważącej 35 kg wycięto odcinek tętnicy głównej o długości 7 i IIIi zastąpiono protezą z biodegradowalncgo poliuretanu. Postępujące |degradacji protezy towarzyszyło odtworzenie funkcjonalnego im< . \ uluW rok po impłantacji waga świni wynosiła 1(50 kg, u /nrcnciow nuyodcinek aorty miał długość 13 cm.a) Proteza; b) Komórka mięśniowa wypełniona glikogcucin, c) '/,ngenerowany odcinek aorty; d) Sieć włókien elastycznych; ci K O I I I M I I

odtworzonego śródbłonka [91-94].

Regeneracja może potencja lnie nastąpić , gdy uszkodzone lub brakujące tkanki i narządy zastępuje się implantami, których własności biologiczne, chemiezne, strukturalne i mechaniczne są podobne do własności tychże tkanek..Jest oczywiste , że w takim przypadku rodzaj implantu będzie za leża ł odrodzaju tkanek przeznaczo nych do regeneracji . Inne charak terystyki będą

więc miały implanty do regeneracji skóry lub naczyń krwionośnych, a inneimplanty do regeneracji kości. W każdym jednak przypadku własności l izyczne i chemiczne pow ierzchni implantu p owinny umożl iwiać przyc/cplnnie się i proliferację komórek uczestniczących w procesie regenci m | i dmicjtkanki. Strukt ura implan tu natom iast winn a umożliwiać wia .tunH nai -sukrwionośnych i nowo utworzonej tkanki. Regeneracja tkanek i nm ądowprzy zastosowaniu implantów wykonanych z materia łów bum .oibow duyi hzmniejsza ryzyko występowa nia długotrwałych stanów zapaln y h om Inlekcji .

Przyjmuje się, że implant stosowany w procesie regeneracji spełnił swojąfunkcję, jeżeli narastające komórki zachowują morfologię i fenotyp, a zregenerowana tkanka lub narząd posiadają własności bio log iczne, biochemiczrie oraz mechaniczne takie same, a co najmniej zbl iżone do własnościzdrowych tkanek i narządów. W latach osiemdziesiątych w doświadczeniachna zwierzętach do zastąpienia wyciętych segmentów naczyń krwionośnych,osierdzia oraz skóry użyto porowatych implantów strukturalnych wykonanych z biodegradowalnych poliuretanów. Implanty te nie były inodylikowa



I I i i< > i ri H .t . c ri j i .ł y p o l i m e r o w e

Rys. 4.33. Regeneracja kości gąbczastej w ubytkach dwukorowych miednicy owiecz niedoborem estrogenu [97].a) Ubytek dwukorowy w miednicy; b) Struktura porowata substytutukości gąbczastej z biodegradowalnego poliuretanu; c) Ubytek kontrol-ny, nie wypełniony poliuretanem; d) Ubytek wypełniony substytutemkości gąbczastej z poliuretanu.

u>' ani za pom ocą czynnik ów w zrostu, ani przez posiew anie kom órek. M imoI-ego, w każdym z wymienionych przypadków następowało zregenerowanie

nowych, funkcjonalnych tkanek i narządów [91-95].W eksperymentach przeprowadzonych na owcach, w ubytki monokoro-

we miednicy zdrowych zwierząt wprowadzone zosta ły porowate substytutykości gąbczastej wytworzone z biodegradowalnych pol iuretanów. Zaobser-wowano, że już po 6 miesiącach następowała regeneracja ubytków i odtwa-rzanie nowej kości gąbczastej. Co ciekawe, struktura nowej kości była bar-dziej zwarta, a pory mniejsze niż w kości zdrowej. Gęstość i struktura nowejkości by ły w znacznym stopniu za leżne od struktury i wielkości porów w uży-tym substytucie [96[. Substytuty kości gąbczastej z biodegradowalnych pol i -uretanów, umożl iwia ły też regenerację kości w ubytkach dwukorowych mie-dnicy owiec z niedoborem estrogenu. W tym jednak przypadku strukturazregenerowanej kości gąbczastej by ła podob na do kości zdrowej, tzn. bardzoluźna, przypominająca kość osteoporotyczną |97 | .

Warto podkreślić, że w warunkach klinicznych ubytki monokorowe mie-dnicy nie przykryte wyciętą uprzednio kością korową, ubytki dwukorowei trój korowe, ttie ulegają regeneracji przez okres życia pacje nta. Wy pełnie -nie takich ubytków materiałami ceramicznymi, kolagenem i polisacłiaryda-



I . l i . P r z y k ł a d y z a ł i t o H O W i n i i a p o l i m e r ó w w m e d y c y n i e

mi nie powodowało ich odbudowy. Mo/e l.o wskazywać, że I rój wy miarowestruktury poliuretanowe użyte w badaniach, posiadały własności biologicznei f izykochemiczne bl iskie optymalnym, choć nie modyfikowane dodatkowosyntetycznymi czynnikami wzrostu.

W innych badaniach do wypełnienia ubytków segmentowych kości dłu-gich o wymiarach krytycznych użyto bioresorbowalnych trójwymiarowychstruktur porowatych z polilaktydów zaimpregnowanych szpikiem kostnym,zamiast przeszczepu kości gąbczastej. We wszystkich przypadkach, implanty

inicjowały regenerację kości w ubytkach. Proces ten nie różnił się od regeneracji takich samych ubytków zaimplantowanych autogennymi przeszczepamikości gąbczastej [98]. Osteoinduktywne działanie szpiku kostnego jest oddawna wykorzystywane w praktyce kl inicznej [99-102], natomiast, zaa tosowanie odpowiedn iej biodegradowa lnej struktury nośnej dla szpiku nio/< todziałanie potęgować. Warto też wspomnieć, że regenerowanie kości w ubyłkach o rozmiarach krytycznych możliwe było po przykryciu uh imlooporowatymi membranami z pol i laktydów [103-108].

Implanty polimerowe, zwykle w kształcie rurek stosowane są lak/c donaprawy i regeneracji uszkodzonych lub wyciętych odcinków nerwów Implanty takie spełniają rolę bariery uniemożliwiającej wrastanie tkanki nnękkiej do ubytku, ukierunkowują wzrost aksonów, zapobiegają ich przenikaniu do tkanek poza obszarem ubytku oraz zatrzymują w obszarze otoczonym implantem wytworzone czynniki wzrostu intensyf ikujące proces gojenia. Polimery stosowane do produkcji implantów stosowanych w chirurgii

nerwów to kolagen, żelatyna, fibryna, polisacharydy (agar, alginiany) oraz,różne polihydroksykwasy (polilaktydy i ich kopolimery, polihydroksymaślanoraz polidioksanon) [109,110].

4 . 3 . 7 . P o l i m e r y w i n ż y n i e r i i t k a n k o w e j i g e n e t y c z n e j ( t e r a p i i n'n o w e j )

W wielu sy tuac jac h uży cie sam ego im plan tu, a nawet implant,u w polip /.<•niu z czynnikami wzrostu może okazać się niewystarczające do / r e ge nc i owania uszkodzonych tkanek i narządów. Ma to na przykład miejsce w leczeniu uszkodzeń chrząstki stawowej. Nawet stosowana od niedawna procedura kliniczna, polegająca na umieszczeniu w ubytku chrząstki autogennych chondrocytów namnożonych in mtro, a następnie przykryciu ubytkuprzeszczepem z okostnej riie ma charakteru uniwersalnego 11 I 1). W wielu

przypadkach sukces zabiegu jest ograniczony, zależny zarówno od kwalifikacji chirurga jak i stan u pacjen ta, lak więc przysz łość zabiegó w chirurgiezriych zmierzających do regeneracji funkcjonalnej chrząstki hialuronowęj,



I U i o i n u t c r i a l y p o l i m e r o w e -

wydaje się być związana z użyciem implantów drugiej generacji. Implantytakie będą s ię najprawdopodobniej składały z matrycy polimerowej, z mod y-fikowanej przy wykorzystaniu inżynierii tkankowej lub genetycznej. W niek-tórych przypadkach implanty mogą dodatkowo zawierać czynniki wzrostu.Rozważana jest. też możliwość połączenia matrycy polimerowej dla chondro-eytów z porowatą częścią ceramiczną, ułatwiającą wrastanie kości w elementceramiczny i zamocowanie s truktury w miejscu implantacj i .

Istnieją różne definicje dotyczące inżynierii tkankowej, choć według

większości z nich: " Inż yn ieri a tkankowa polega na wykorzystaniu podstawi metod inżynierii, biotechnologii oraz medycy ny klinicznej, w celu regene-racji uszkodzonych lub usuniętych tkanek: i narządów wewnętrznych, orazwytworzenia nowych tkanek. Czyn niki odgryw ające główną rolę w inżynieriitkankowej to komórki biologiczne, matryca strukturalna dla komórek orazczynniki wzrostu (morfogeny)".

Komórki stosowane w inżynierii tkankowej to zwykle macierzyste ko-mórki mezerichyrnalne (prekursorowe), mające praktycznie nieograniczonązdolność'' odnawiania się i różnicowania w rozmaite tkanki (chrząstkę, kość,ścięgna). I 'odstawowym źródłem komórek jest szpik kostny, pobierany zwyk-le z, miednicy. Warto pamiętać, że zaledwie jedna na dwadzieścia tysięcyk o m o r ę ' k w szpiku kostnym jest prawdziwą kontórką prekursorową. Matrycawykonana z biomateriałów pochodzenia organicznego lub nieorganicznegoma zapewnić strukturę nośną dla komórek, umożliwiając ich przyczepianiesię i wzrost. (Charakterystyka fizykochemiczna i struktura przestrzenna ma-

t i \cy wykonanej np. z pol imerów lub ceramiki decyelująo powodzeniu pro-ee u wzrost,u komórek [112—126]. Czynniki wzrostu to proteiny produkowaneprzez mżne ketmórki organizmu. Posiadają one zdolność przyczepiania siędo ivevptorów na powierzchni komórek, czego wynikiem jest pobudzenie ichpmlileracji i różnicowania. Wiele czynników wzrostu ma działanie uniwer-salne', tzn. pobudzają one aktywność różnych komórek. Inne eieldziaływująs e le k tyw nie tylko na komórki danego rodzaju.

W oelróżnie-niu oel inżynierii tkankowej, inżynieria genetyczna stosujewektory genetyczne pozwalające na wprowadzenie elo komórki kodu DNA.Wynikiem takiego zabiegu je;st produkcja przez komórki pożądanego czyn-niku wzrost u. Wektorami genetycznymi są zwykle wirusy, a kod DNA wpro-wadza. si ę do komórek przez ich transfekcję. Komórki po transfekcji sąposiowane na odpow iedniej m atrycy, która jest następ nie im plantowan a wmiejsce uszkodzonej lub wyciętej tkanki lub narządu. W warunkach opty-

malnych zmodyfikowana genetycznie- matryca winna inicjować regeneracjęfunkcjonalnej tkanki. W okresie ostatnich kilkunastu lat, matryce* z różnychpolimeTÓw badane były pod kątem ich przydatności do regeneracji ehrzą-



I A . \ V p l vw ś r odow i s ku b i o l og i i / n i c i i k t y W I H - ^ O ( i v V I I M< | ' , O )1111 l in pi < • t < \ pi i l l lnc i . iw> U11

stki. Stwierdzono na przykład, że liczba chondrocytów krowich posianychw żelu z kolagenu (typ 1) wzrastała wraz z czasem posiewania. Komórki tezamieniały się jednak wkrótce w fibroblasty. Z drugiej jednak strony, chon-drocy ty różnych zwierząt utrzym ywały fen otyp i aktywn ość metab oliczni)w żelu z algiriianów oraz w żelu z kolagenu typu I. Wzrost chondrocytówł)ył bardziej intensywny na matrycach z kolagenu typu II, niż na matrycachz kolagenu typu I. Podobnie zachowywały się ehondrocyty zwierzęce namatry cach z różnych polihydroksykw asów [ 112-126]. Należy podk reślić, żemimo szerokich badań wzrostu chondrocytów na matrycach z różnych ma-teriałów w warunkach in nitro, a także obiecujących wyników doświadczeńna zwierzętach z użyciem matryc posianych chondrocytami, ciągle brak jestoptymalnej matrycy polimerowej , zapewniającej pożadany wzrost a n i o n unych chondroc ytów ludzkich. Nie ulega wątpliwości, że dostępno-.. takie|matrycy jest warunkiem koniecznym dla klinicznego stosowania implantówchrząstki zmodyfikowanych metodami inżynierii tkankowej

4 . 3 . 8 . P o l i m e r y j a k o l e k i

Polimery są dość powszechnie stosowane jako nośniki leków. Aktywność fmrnakologiczna takiego nośnika jest wynikiem uwolnienia dołączonego do niego leku. Odrębną grupę stanowią polimery, których aktywność faimakologiczn ajest wynikiem ich budowy chemicznej . Warto wspomnieć, że monomeryużyte do syntezy polimerów farmakologicznie czynnych nie posiadają l akich

właściwości, jak otrzymany gotowy polimer [127|. Przykładem jest szerokobadany kopolimer eteru diwinylowego i bezwodnika maleinowego ( l )IVKMA). Stwierdzono, że polimer ten ma działanie przcciwrakowe, pr /c c iw w irusowe, przeciwbakteryjne, przeciwgrzybiczric oraz indukuje wytwarzanieinterferonu. Prowadzone są też intensywne badania nad uzyskaniem nowychleków polim erowyc h o d ziałan iu przeci wrakowym, które oilziuicząj/| .u, nunimalnymi działaniami ubocznymi.

4.4. W p ł y w ś r o d o w i s k a b i o l o g ic z n i e a k t y w n e g o ( c z y n n e g o )n a i m p l a n t y p o l i m e r o w e

Oddziaływania chemiczne, mechaniczne i elektryczne między biologicznieczynn ym środowiskiem żywe go organizmu i zaimplantowariyni m ateriałem ,prowadzą do nieodwracalnych zmian w materiale, spowodowanych korozji)

lub degradacją. W przypadku implantów polimerowych, degradacji towai zyszy obniżenie masy cząsteczkowej materiału, drastyczny spadek własnościmechan icznych i w konsekwencji, utrata funkcjonalności.



I. B i o m a t e r i a ł y p o l i m e r o w e

Degradacja w organizmie implantów polimerowych po chodzenia naturalne-go ma charakter enzymatyczny. Degradacja implantów z polimerów synte-tycznych jest głównie wynikiem hydrolizy oraz w mniejszym stopniu, depo-litneryzacji. Sugeruje się jednak, że działanie enzymów, obecność śladowychilości jonów metali, lipidów oraz aktywność makrofagów i komórek olbrzy-mów, może odgrywać istotną rolę w procesie degradacji.

P o d s t a w o w y p r o c e s d e g r a d a c j i

M e t a l e 1(korozja) 1

C e r a m i k a(rozpuszczanie) 1

P o l i m e r y(Hydroliza)

1

Enzymy

J o n yi

N a d t l e n k i

l(\ 1..1I. Podstawow e procesy degradacji materiałów implantowanych w orga-nizmie żywym [128].

Nieodłącznym zjawiskiem towarzyszącym degradacj i jest powstawanie pro-duktów ubocznych. Produkty te mogą ulegać wydzielaniu z organizmu lubbyć w nim zatrzym ywane. Produkty degradacj i mogą gromadzić s ię w tkan-kach otaczających implant powodując lokalne odczyny tkankowe, ale mogąteż przemieszczać się pasywnie przez tkanki i układ krążenia lub być prze-noszone aktywnie przez makrofagi i gromadzić się z dala od miejsca im-plant acji. W takim przypad ku m ożliwym jest w ystąpie nie reakcji ogólno-iistrojowych. Produktami degradacji polimerów są oligomery, monomery,oraz. wszelkiego rodzaju dodatki, stosowane podczas syntezy i przetwarza-nia polimeru, a więc śladowe ilości katalizatorów, stabilizatory termiczne,pigmenty oraz antyutleniacze.

I . l . l . P o d a t n o ś ć n a d e g r a d a c j ę , m e c h a n i z m y d e g r a d a c j i o r a zc z y n n i k i w p ł y w a j ą c e n a p r o c e s d e g r a d a c j i p o l i m e r ó w

Odporność polimerów na działanie środowiska biologicznego jest zależna wgłównej mierze od ich budowy chemicznej. Obecność w łańcuchu polimeru



I I . W pł yw ś r odow i s ku b i o l og i e / , n i c ok t y w n ogo ( c / , ym u K " ) " " I m p l m i l \ p>> ll ni i' ii >w «- . MCI

wiązań estrowych -C 0- 0- , amidowych -CO-NII i metanowych Nil ( ' ( ) ( ) ,zwiększa ich podatność na degradację.

Mechanizm degradacji polimerów w warunkach III VIVO nic jest, w pełniwyjaśniony. Sugeruje się, że degradacja polimerów syntetycznych w środo-wisku biologicznym może przebiegać w całej objętości materiału (degrada-cja w masie) lub tylko na jego powierzchni. Uważa się, że oba procesy mająnastępujący przebieg:

D e g r a d a c j a w m a s i e

ciecz adsorbowana jest na powierzchni materiału, a następnie dyluiiduje w całej jego objętości. Oba procesy powodują zrywanie wiązańvan der Waalsa, a także wiązań wodorowych, jeżeli występuj)) onew polimerze;

niestabilne wiązania kowalencyjne w łańcuchu polimeru ulega jt| i\waniu, co spowodowane jest reakcją chemiczną między plynnuu u l iojowyrni a materiałem . O bjawia się to spadkiem masy cząstce/kow< iobniże niem własn ości mechanicznych m ateriału i jego liagm entneji),

produkty degradacji dyfundują do powierzchni materiału;

produkty degradacji ulegają rozpuszczeniu na powierzchni materia-łu, a małe jego fragmenty są fagocytowane. Na tym etapie, zwiększasię też prawdopodobieństwo oddziaływania enzymów z małocząsteczkowymi produktami degradacj i .

D e g r a d a c j a n a p o w i e r z c h n i

ciecz adsorbowana jest na powierzchni materiału;

ciecz dyfunduje w obrębie cienkiej warstwy powierzchniowej, powodując zrywanie wiązań drugiego rzędu;

niestabilne wiązania kowalencyjni; w łańcuchu polimeru uh-p.o )f( i\waniu w wyniku reakcji chemicznej między płynami ustrojowym i i mnteriałern;

produkty degradacji dyfundują do powierzchni materiału;

produkty degradacji rozpuszczają się na powierzchni materiału, a ma-

łe jego fragmenty są fagocytowane.

Szybkość degradacji zachodzącej na powierzchni polimeru można opisać

równaniem |I29|:

dn/dl, S\ l\ " X ( < ; „ ) " X (CrnlY/'A



I l i i o i m i t. i T i n . l y po l i m e r o w e

gdzie: K" - stała szy bkości; •//.-liczba zerwanych, n iestabilnych wiązań w łań-cuchu polimeru; (C m )A - stężenie powierzchniowe niestabilnych wiązań poli-meru; (Ccal )'

s - stężen ie powierzełmiowe czynn ika katalizującego degradację;Z-wielkość zależna od typu degradacj i , upakowania łańcuchów oraz energiikohezj i produktów degradacj i w danym medium; S - powierzchnia implantu.

Analizując przedstawiony schemat degradacji polimerów w warunkach iririni można wyciągnąć wniosek, że podatność materiału na degradację zale-

\ w znacznym s topn iu od szybkości adsorpcji i dyfuzji płynów ustrojow ychw matet i.de. O postępie procesu degradacji decyduje natomiast okres, przezlaki materiał przebywał w środowisku biologicznym.

W przypadku polimerów naturalnych degradacja enzymatyczna prze-biega. dwuetapowo. W fazie pierwszej tworzy się kompleks enzym-materiał,a w fazie drugiej następuje rozkład tego kompleksu, połączony z odtworze-niem aktywnego enzymu. W badaniach in nitro zaobserwowano, że w przy-padku, gdy stężenie substratu jest znacznie wyższe od stężenia enzymu,ten ostatni ulega niemal całkowitemu kompleksowaniu. Wówczas szybkośćdegradacji jest proporcjonalna do stężenia kompleksu i niezależna od stę-ż e n i a substratu. Natomiast przy wystarczająco niskim stężeniu substratu,szybkość degradacji proporcjonalna jest do jego stężenia.

Warto podkreślić, że enzymy zbudowane z różnych sekwencji aminokwa-sów z grupami funkcyjnymi typu -00011, -OH oraz -NII2, posiadają s i lniepolarny i hydrofilowy charakter. Stąd też, udział takich enzymów w pro-c e s i e degradacji niektórych nierozpuszczalnych w wodzie polimerów hydro-lobowyeh jest. praktycznie bez znaczenia, zwłaszcza na, początku procesu.



I I W pł yw środ ow isk a I > iologic/ . l i ie uk l.y w I l i | '< > ( c / y l i n . y , .) ) I I I I i m p l a n t y pu l lnu o>w. II)."i

Uys. 4 .36. Otwory nawiercone w kości piszczelowej owcy, zainiplantow anc s/pilkami z poli(L -laktydu). Stan po czterech latach od moment u implant,n< |iPolimer zdegradował, a nowa kość wypełniła przestrzeń po n/pllkm liTylko w nielicznych miejscach można rozpoznać oligoinctyc/nr pozostalości po implancie. Nie obserwowano ropienia ani icnoip. |l ko • i,które mogły być spowodowane uwalnianiem kwasu mlekowego |l ttt|

lak wspomniano uprzednio, aktywność enzymów może wzrastać w końcowejlazie degradacji, gdy w miejscu implantacji znajdują się związki muloeząstoczkowe.

1 . 4 . 2 . R e a k c j a t k a n k o w a

11mieszczenie jakiegokolwiek materiału w organizmie żywym, wywołuje lo-

kalną reakcję tkankową. W przypadku implantów polimerowych na internywriość takiej reakcji oraz aktywność makrolagów wpływają między in

i i v i ni: biozgodność samego polimeru i produktów jego degradacji, masacząsteczkowa polimeru, szybkość degradacji, masa, kształt, i struktura nuplantu oraz obecność zanieczyszczeń. Nie bez znaczenia są także ob< lą/cuini naprężenia jakim p odd awan y jest implant. Implanty o ostrych kanim h,wykonane z szybko degradujących polimerów o dużej masie a ink/ , po.ldawa ne obcią żenio m, wyw ołują intensywniejszy stan znpnlu\ tuz iiuplnut\ z wolno degradujących polimerów, o obłych kształtach, nic p o d d a w a n e

działaniu obciążeń. Reakcja tkankowa na implanty z niektórych polimerówbioresorbowalnych, np. poliglikolidu lub kopolimeru glikolidu z. Inktydcin,|est bardziej intensywna niż z polimerów riiedegradowalriych.

W przypadku poliglikolidu, we wczesnym okresie implantacji wokół nuplantów tworzy się zwykle torebka włóknista, zawierająca komórki jednojąd

rzaste, leukocyty wiclojądrzastc, limfocyty, niakrolagi, a często też nielicznekomórki olbrzymie. W miarę upływu czasu, pojawiają się libroblasty i histiocyt.y, natomiast, zmniejsza się liczba leukocytów wielojądrzastyeh oraz liinfo




cyt,ów. .Jeśli implant ulega, fragmentHCJ i , to na fragmentach narastają histio-cyty i komórki o lbrzymie . W końcowym etapie procesu, gdy implant ulegniecałkowitej resorpcji , w miejscu implantacji obserwuje się zwykle nielicznemakro fagi i komórki t łuszczowe. W przypadku implantów z k opol imerugl ikolidu z laktydem, k apsuła włókien kolagenowych zawiera makrofagi wrazz l izosornami fagocytującymi oraz wielojądrowe komórki olbrzymie. Reakcjat kankowa wokół implantów z kopol imeru g l iko l idu z węglanem trójmety lenuprzejawia s ię obecnością u naczynionej kapsuły z tkanki łącznej, zawierającejjednojądrzaste makrofagi , a w okresie późniejszym także wie lojądrzaste

komórki o lbrzymie . Postępu jącej degradacji materia łu towarzyszy też zwięk-szająca, się i lość włókien kolagenowych. Podobną reakcję tkankową obser-wuje się dla polidioksanoriu, choć w tym przypadku w kapsule kolagenowejobok fibroblastów i makrofagów obecne są także leukocyty . Implanty z po-l i laktydów są dobrze to lerowane przez tkanki . Torebka otaczająca implantyjest zwykle dobrze unaczyniona i zawiera f ibroblasty , hist iocyty , nie l icznel imfocyty i jednoją drzaste komórki o lbrzymie . W raz z postę pem degradacjimogą pojaw ić s ię komórki j) lazmatyczne, a w niektórych przypadkach, takżewielojądrzaste komórki o lbrzymie .

Różnice w reakcji tkankowej na pol i laktydy opisywane w różnych pub-l ikacjach mogą wynikać z różnic w czystośc i po l imeru użytego do produkcjiimplantów, a także zawartośc i o l igomeru w pol imerze [37 ,39]. W niektó-rych publikacjach jiodawano, że implanty z poliglikolidu oraz kopolimerówgl ikol idu z. laktydami umieszczone w kości powod owały intensyw ną reakcję

wokół ciała obcego. Reakcji tej towarzyszyło ropienie, a nawet lokalna re-sorpcja kości wokół implantu. Sugerowano, że jedn ą z możl iwych p rzyczyntakiej reakcji mogła być zbyt szybka degradacja polimeru, której towa-rzyszy ło wydzie lanie znacznej i lośc i kwasowego produktu degradacji w re-la tywnie krótkim czasie , i lość ta przewyższała aktualną zdolność organizmudo jego metabol izowan ia . W niektórych przypadkach obserwowano obrzękipodskórne. To z kole i t łumaczono wzrostem stopnia krysta l iczności implan-tów pol imerowych wraz z postępem procesu degradacji oraz tworzeniem siętermodynamicznie stabi lnych struktur krysta l icznych (sfero l i tów o dużychrozmiarach), które pobudzają odczyny tkankowe. Sugerowano też możl iwośćpowstawania odczynów toksycznych spowodowanych lokalnym obniżeniempi l w tkance otaczającej implant. Choć komentarze te spowodowały wie lezamieszania , przypadki opisane powyżej występują bardzo rzadko, a w niek-tórych sytuacjach mogły być spowodowane błędami techniki chirurgicznej.W badaniach własnych autora na zwierzętach, z użyciem implantów z rcsor-bowalnych pol ihydroksykwasów o ponad dwudziestu różnych kompozycjach,nie-obserwowano przypadków opisanych powyżej |130 | .



I..r>. P o d s t a w o w e t o d m i k i i l i a r a k t i T y z o w a i i i u p n l i i i i c i A w

1 .5 . I ' o d s t a w o w e t c c l m i k i c h a r a k t e r y z o w a n i a p o l i m e r ó w

Polimery przeznaczone na wyroby medyczne powinny być dokładnie scha-rakteryzowane. Producent polimeru musi określić budowę oraz skład che-miczny materiału, masę cząsteczkową i polidyspersyjność, temperat ury top-nienia i rozkładu, zawartość nieprzereagowanego monomeru oraz katalizatora. Uzyskane wyniki przedstawia się właściwej agencji rządowej, dla uzyska-nia odpowiedniego poświadczenia ("master Jile"). W USA jest to AgencjaKontroli Żywności i Leków (FDA).

Producent gotowych wyrobów polimerowych ma prawo do skorzyst aniaz tych informacji przy zakup ie surowca. Testy, które z kolei on musi przeprowadzić, odbywają się z użyciem końcowego wyrobu ("rcady foi nar tlrtnn ")i obejmują znacznie szerszy zakres badań.

Testy, jakim winny zostać podane surowce i wyroby gotowe, i | w\ I liokreślane przez odpowiednie agencje rządowe kraju, w którym wypiodukowano dany wyrób. Należy jednak podkreślić, że eksport takich wyrobówdo krajów trzecich może wymagać przeprowadzenia dodatkowych l e s i ó w

Przykłady testów zalecane przez Amerykański Państwowy Instytut, Zdrowiu(NI 11) zostały wyszczególnione w tabel i 4.9.

Odporno ść na rozpuszczalniki, uwalnianie zanieczyszczeń podczas ckslmkrp

W pierwszej fazie polimer poddaje się działaniu różnych cieczy dla okresienia, które z nich są rozpuszczalnikami. Testy przeprowadza się początkowo

w temperaturze pokojowej , następnie zaś w temperaturach podwyższonyc h,nie przekraczających jednak temperatury wrzenia rozpuszczalnika. Następnie ekstrahuje się polimer w wodzie lub w cieczach, które nie rozpuszczająi nie niszczą materia łu. W wynik u ekstrakcji, zanieczyszcz enia wpmw ndzone do materiału w procesie syntezy, podczas pakowania lub składowaniaprzechodzą do fazy ciekłej. Po odparowaniu cieczy ideulylikuje się /auliczyszczenia metodami analitycznymi.

/dentyfikacja polimeru

Identyfikację polimeru rozpoczyna się od zastosowania transmisyjnej s p e k

troskopii w podczerwieni. Folie do pomiarów przygotowuje się przez rozpuszczenie polimeru w odpowiednim rozpuszczalniku dla uzyskania roztworu o odpowiednim stężeniu, który po przefiltrowaniu, wylewa się na podłoże.Podłożem może być tafla szklana lub rtęć. Stężenie polimeru w roztworze

winno być tak dobrane, aby grubość uzyskanej folii nie tłumiła nadmiernieprzechodzącego promieniowania. Uzyskane widma pozwalają na stwierdzęnie obecności w polimerze oczekiwanych grup funkcyjnych.



I M i o i ru L t . c ri f i .l y p o l i m e r o w e

R o d z a jp o mia ru

Własnościpol imeru

( Ih a ra k t e ry s ty k apowierzchni

Reakcja biologiczna

W stę p n y

Identyfikac ja materia łu ,sp e k t ro sk o p iaw podczerwieni (IR),magnetyczny rezonansją d ro w y (N M R ) ,twardość, gęstość,własności mechaniczne

Profi lometria , IR,kąt. zwilżania

Analiza w hodowlikomórkowej , anal izaekstraktu w hodowlikomórkowej , zahamo-wanie wzrostu komórek,i rytac ja skóry,sterylność, endotoksyny

Rozszerzony

Rozpuszczalność, składelementarny, produkty

ekstrakcj i , masacząsteczkowa, pol idys-persyjność, charak-t e ry s ty k a t e rmic z n a ,szerokokątowa anal izarentgenowska, dwój-łomność optyczna ,morfologia (SEM), prze-wodnic two e lektryczne ,skurcz , re laksac janaprężeń

Morfologia (SEM),kąt. zwilżania,

charakterystykachemicznapowierzchni(XPS, S1MS),adsorpcja bia łek

Wzrost komórek napowierzchni materia łu ,

zachowanie komórek wobecności ekstraktu,hemoliza , implantac ja wmięśniach, łamliwośćkrwinek czerwonych, testw izolowanym sercukrólikfi, toksycznośćogólnoustrojowa (mysz),test Amesa - obecnośćczynników powodującychre a k c ję mu ta g e n n ą

(t S. Departme nt of Heal th and Hum ań Services, Publ ic Heal th Service , Nat ionalliisl.il.iil.es I>R Health , Bethesda , Maryland 20892, NIH Publica t ion No. 80-2186,Sep tei liber 1980).

la l i . I . f) . Zalecane testy do fizykochem icznego i biologicznego charakteryzowaniamateriałów.

W następnym etapie po rozpuszczeniu materiału w odpowiednich rozpusz-czalnikach deutcrowanych analizuje się polimer wykorzystując spektromet-rię jądrowego rezonansu magnetycznego (NMR).

Określenie masy cząsteczkowej i polidyspersyjności

Masę cząsteczkową polimeru ocenia s ię najprościej z pomiarów wiskozymet-rycznych (131-133]. Do pomiarów lepkości używa się zwykle wiskozymetrykapilarne typu LJbbelohde, w których mierzy się czasy przepływu rozpu-szczalnika i roztworów polimeru o znanym stężeniu. Wiskozymetr winienbyć tak dobrany, aby czas przepływu rozpuszczalnika przez kapilarę mięś-ni się w przedziale od 90 do 120 sekund. Powszechnie stosowane stęże-nia polimeru w rozpuszczalniku mieszczą się w przedziale 0.05 do 0.5 g/dl.Zmierzone wartości są zwykle wyrażane jako lepkości: względna, właściwa,zredukowana, wewnętrzna oraz istotna. W oparciu o zmierzone wartości lc]>-kośei można obliczyć w iskozymetryeznie-średnią masę cząsteczkową próbek,

stosując równanie Marka-!louwinka:

r/| K x M"



I 5. I ' o d s t a w o w e Ic c l i ni k i c l i a r a k t i T y / o w a i u a p o l l i n r i ó w

Nazwa Nazwa IU PAC' 1 >c!iui< ja

Lepkość względna Iloraz lepkości V, ///'Ai t/foLepkość właściwa Tlxp Tlr 1Lej )kość zred 11 kowana Liczba lepkościowa Vmt Vs,,/cLepkość wewnętrzna Logarytmiczna liczba

lepkościowaV in h (lni)r)/c

Lepkość istotna Graniczna liczbalepkościowa

[v\ (Tlsp/c)dla c 0

gdzie: to i t oznaczają czas przepływu rozpuszczalnika i roztworu polimeru,c-oznacza stężenie polimeru w roztworze, a [r/j jest wyrażone w dl/g.

Tal).4 .10. Nomenk latura i definicje lepkości.

gdzie: K oraz a są stałymi obliczonymi dla określonego polimeru, i" puczalnika i temperatury pomiaru. Wartości te dla różnych poluneiOw ino/miznaleźć w różnych publikacjach i monografiach.

Polidyspersyjność próbek polimerowych, liczbowo-śrcdnu) masę cz/pteczkową i wagowo-średnią masę cząsteczkową określa się z pomiarów w\kor lanych me tod ą chromatogra fii żelowej (GP C, S EC), stosu jąc roztworypolimerów w odpo wiedn im rozpuszczalniku . Rozpuszczalnik jest najczęściejtaki sam jak użyty do pom iarów lepkości. Tempe ratura, w jakiej prowadzisię pomiary zależy od rodzaju polimeru i mieści się zazwyczaj w przedzialeod 2.5 do 70° C. Prz efiltrowany roztwór polimeru o określonym stężeniu przepuszcza się przez dwie lub trzy kolumny analityczne, wypełnione porowatymi mikrokuleczkami z usieciowanego polistyrenu o określonym rozmiarzeporów. Kalibrację kolumn przeprowadza się stosując standardy pohstyrenowe o dokładnie określonej masie cząsteczkowej i wąskim rozkładzie ma:cząsteczkowych. Masę cząsteczkową próbek określa się z krzywią knlibineyjnej , z uwzględnieniem tzw. s tałej Q. charakterystycznej dla dnium polirneru.

Charakteryzowanie własności termicznych

Własności termiczne polimerów w temperaturach do (jOI)" <', określa u; stosując dostępne kalorymetry różnicowe. Przemiany cieplne obserwowane ruitermogramacłi wszystkich polimerów to temperatura zeszklenia I i przedział temperatur, w których następuje rozkład termiczny materiału. Dlapolimerów zdolnych do krystalizacji obserwuje się dodatkowo przedział tein

peratur, w którym następuje topnienie polimeru.Pomiary prowadzi się przy szybkości ogrzewania w przedziale od 5

do 20 /min, w celu zmniejszenia wpływu tak zwanego "efektu przegrzaniu.



• I I I ) Ą I ł i o u i i i . t e r i a l y p o l i m e r o w e

próbki" (ang.: "superhcnliiig c licet") im rejestrowaną temp eraturę topnienia.Zjawisko to występuje; zwykle wówczas, gdy badane próbki posiadają wyso-ki stopień orientacji łańcuchów. Zastosowanie atmosfery gazu obojętnegopozwala na uniknięcie degradacji oksydacyjnej. Masa użytych próbek win-na się mieścić się w przedziale od 5 do 20 mg i zależy od zdolności polimerudo krystalizacji. Mniejsze próbki stosuje się dla polimerów krystalicznych,a próbki większe dla polimerów bezpostaciowych [134-136].

£E>cCL<1>O

LU

Temperatura (°C)Uys. 1.37. Typowy termogram polimeru krystalicznego z zaznaczonymi przemia-

nami cieplnymi.

W l iteraturze jako temperaturę topnienia, podaje s ię zwykle maksymal-na temperaturę oznaczoną z endotermy topnienia. Z tej samej endotermy

określa się też ciepło (entalpię) topnienia AH m . Znając teoretyczne wartoś-ci ciepła topnienia polimeru, który wykrystalizował w 100% oraz polimerucałkowicie bezpostaciowego, można wyliczyć s topień krystal iczności mate-riału w chwili pomiaru:

X =AH m(x)-AH rn {g) x m %

A #m ( l00% ) - A / / m ( a )

gdzie: \ - stopień krystaliczności w procentach, AH rn ( x ) - ciepło topnieniabadanej próbki; Affm (ioo%) - ciepło topnienia polimeru, który wykrystali-zował w 100%, AH m f a \ - ciepło topnienia polimeru całkowicie bezposta-c i o w e g o .

Wartości A//m (ioo%) i ^Hrn(a) dla większości powszechnie stosowanychpolimerów można znaleźć w monografiach dotyczących polimerów [137].

('harakl.i ryzowanie powierzchni 'polimeru

Własności powierzchni implantów decydują w znacznym stopniu o charak-terze oddziaływania z białkami płynów ustrojowych, a w konsekwencji z ko-



1 .5 . P o d s t a w o w e t e c h n i k i t l in.l 'uktory/ .O Whiliii |)oliliUTi'>w

Uys. 4.38. Przykład pomiarów profilometrycznych powierzchni niikroporowatcjmembrany pol ii nero wej.

morkami i tkankami. Wpływają więc na ogólną biozgodność dumy,o nintcii ilu. Ma to także miejsce w przypad ku implantów p olimerowych. Windom,ymjest, że zarówno tekstura powierzchni jak i budowa chemiczna wplywnpi nareakcję komórkową, choć jak do tej pory nie rozstrzygnięto zndawnla|i|coktóry z tych czynników ma znaczenie decydujące. Tak więc oczywistymjest, że dla zrozumienia mechanizmów oddziaływania komórek z implatitarni konieczne jest dokładne scharakteryzowanie ich powierzchni.

7 ekstura powierzchni

Cechy topograficzne powierzchni, takie1 jak chropowatość, falistość, wysokość i szerokość elementów strukturalnych, promień i krzywizna wgłębień,określa się przy pomocy profilometrii. Stosuje się powszechnie dwa, rodząje pomiarów profilometrycznych, a mianowicie pomiar igłowy (kontaktowy)oraz pomiar optyczny (bezkontaktowy). W pierwszym z nich igła meta,Iowalub diam entowa o znany m nacisku (zw ykle w granicach I do .r>() mg), przesuwa się w sposó b kontrolowany po powierzchni ma teriału Ruch igły rejestrowany jest komputerowo. W drugiej metodzie wykorzystuje H, odbimwiązki promieniowania widzialnego lub laserowego od powierzchni maliriału. Instrumen ty stosow ane do teg o celu to proliloinetry, clioi potulni \prowadzi się także przy pomocy mikroskopu sil atomowych APM (AtomuKorce Microscope).

Z pomiarów profilometrycznych określa się tzw. średnią szorstkość powierzchni R.a (jako średnią arytmetyczną z pomiarów wysokości powicr/ehni), wartość, skuteczną /?,, , , (jako odchylenie standardowe rozkładu wysokości) oraz maksymalną wysokość profilu lit ( jako różnicę między najwyższym

i najniższym punktem na powierzchni). Wartości te dla powierzchni gladkich są zwykle wyrażane; w nanometrach, zaś dla powierzchni o znacznejszorstkości, np. powierzchni struktur porowatych w mikrometrach. Przykln



I Uio iiialorialy polimerowe

dowo, dla gładkich folii polilaktydow yeh //„, 1 i li/ wyn osiły odpowied nio:8.9 nra, 11.1 nrn i 83.8 run, a dla membran porowatych o średniej wielkościporów w przedziale od 30 do 50 /un, odpowiednio 18.1 / tm, 19.7/un i natęże-nie prądu 73.2 /im.

Dodatkowych informacji o topografii powierzchni wyrobów polimero-wych dostarcza zastosowanie elektronowej mikroskopii skaningowej (SEM).Próbki napyla się pod próżnią cienką warstwą metali szlachetnych lub węglao grubości 5-10 nrn, a po umieszczeniu w mikroskopie ogląda pod kątami

od 10 do 45° do kierunku sondy elektronowej. Do napylania próbek stosujesię najczęściej złoto i platynę, a więc metale o dużej liczbie porządkowej.W niektórych przypadkach stosuje się mieszaninę obu metali dla zwiększeniakontrastu obrazu. Dla uniknięcia wyładowań na powierzchni próbek, przyich oglądaniu stosuje się zwykle napięcie 2-5 kV i natężenie 10/iA.

Zwilżalność i kąt zwilżania

Zwilżalność jest cechą charakterystyczną powierzchni danego materiału.Można ją określić z pomiarów kąta zwilżania, z których można też obliczyćnapięcie powierzchniowe materiału. Kąt zwilżania (©) określa się jako kątutworzony między powierzchnią ciała stałego, a linią styczną do promieniakropli w punkcie kontaktu kropli z powierzchnią [139].

(-) > 90 0 > 90 0 < 90

Odpycha ni* Zwilżanie Rozpływanie

».Wr.ru .s l l i v i i i u l i low os r i

Kys. 4 .40. Zachowanie się kropli cieczy na różnych powierzch niach.



1.5. I'odstawow e techniki charakteryzowania. polimerów ll .l

Napięcie l\ł|lPolimer powierzchniowe zwilżania

| m N / m | |nl,opnie]

('cl 11 łoza 44 100 105Am ylop ektyn a r>Am yloza 37

Skrobia 39

Kazeina 43Pol i t el raf 1 uoroet.yl en 18 110Silikony 81 - 110Pol ieterou re tany 24 - 34 75 - 80

Polif luorek winylidenn 25Polipropylen 29 105 115Polietylen 31 115 120Polis tyren 33 06Polialkohol winylowy 37Polichlorek winylu 39 (19Polisulfony 41 42Poliwęglany 42Politeref tala n etylenu 35 - 43 73Poliakrylonitryl 44Polimeta krylan metylu 36 - 40 62 98Nylon 6.6 46 100 110Polilaktydy 80 - 110

Tab .4.11 . Napięcie powierzchniowe i kąt zwilżania wybranych polimerów w kolitakcie z wodą.

Zależność pomiędzy kątem zwilżania i napięciem powierzchniowym jest opi

sana równaniem Yonnga:7 S V - 7SL =' 1LV COS©

gdzie: 7 - jest międzyfazową energią swobodną (napięciem powierzchniowym), a O jest kątem zwilżania.

Charakteryzowan ie własności chemicznych pouner •chnt

Właściwości chemiczne powierzchni określa się stosując rożne leehmki inkujak spektro skopia w podczerw ieni w świetle odbity m (IKS) spektroskopiafotoelektronów indukowanych promieniowaniem rentgenowskim (XI'S, KSCA) oraz dynamiczna spektroskopia masowa jonów wtórnych (SI MS). Spektroskopia w świetle odbitym (1 RS) jest szczególnie użyteczna, dla określeniaobecności zanieczyszczeń na powierzchni implantu. Mogą nimi być czynnikiułatwiające wyjmowanie implantów z formy, środki powierzchniowo czynneoraz aritystatyki. Pozwala ona też na stwierdzenie, czy wskutek przetwarzariia polimeru nastąpiło utlenienie powierzchni. KSCA umożliwia pólilośeiową analizę elementarną powierzchni tuatcrialu na głębokość do 10 nm,



I . U i o i i D i . l , er i a l y p o l i m e r o w e

lxv. powodowania jogo degradacji. W pierwszym etapie próbki winny byćbadane przy niższej rozdzielczości, zwykle w przedziale od 0 do 1000 eV.Pozwala to na zidentyfikowanie zanieczyszczeń obecnych na powierzchni,których ilości są zbyt małe, aby mogły być zauważone przy pomiarze metodąIKS. Następnie, po upewnieniu się że powierzchnia nie zawiera niepożąda-nych zanieczyszczeń, próbki bada się z wykorzystaniem wysokiej rozdziel-czości układu. Pozwala to ria ustalenie obecności węgla, tlenu i azotu napowierzchni. Analiza spektrum związanego z obecnością węgla, pozwala na

uslalenie s tosunku atomów węgla obecnych w grupach hydrofobowych (al-kilowe, a roma tyczne) oraz hydro fi Iowy ch (polarne, elektroujem ne i elektro-doda tnie). lak więc, w wyniku analizy uzyskuje się dokła dne propor cjemiędzy grupami hydrofobowymi i hydrofilowymi obecnymi na powierzchni.I )odatkowe informacje o własnościach chemicznych powierzchni uzyskuje sięz analizy SIMS. Podd anie próbki działa niu jonów o energii 1 - 30 keV, powo-duje uwalnianie jonów wtórnych charakterystycznych dla danego materiałuz powierzchni próbki, z głębokości od 1 do 2 nm. Nowa generacja przy-rządów pozwala na identyfikację aminokwasów, białek, alkoholi i substancjifarmakologicznie czynnych zaadsorbowanych na powierzchni implantu po-limerowego |138|.

11'Itisnosci mechaniczne

Rodzaje testów, jakie należy przeprowadzić dla określenia własności me-chanicznych polimerowych wyrobów medycznych zależeć będą od przyszłe-

go zastosowania produktu. Nici chirurgiczne, folie medyczne oraz pokryciaran skóry poddaje się testom na zerwanie. Baloniki stosowane w plastycenaczyniowej podaje s ię testom na rozrywanie pod działaniem sprężonegopowietrza. Implanty do mocowania złamań kostnych poddaje s ię testomna zginanie, ścinanie i skręcanie. Sposób przeprowadzenia tych testów po-dany jest w literaturze normatywnej [140-144], W niektórych przypadkachprzeprowadza się także testy twardości materiału. Podczas testu mierzy sięs i lę niezbędną do utworzenia wgłębienia o okreś lonym kształcie w próbcestałej o objętości nie przekraczającej 1 cm' !. Wyniki wyraża się w stop-niach twardości Shore'a A lub D. Skalę A stosuje się do elastomerów, a skalęI i do polimerów o wyższej twardości [145]. Testy do starcz ają informacji

0 własnościach użytkowych materiału i mogą być powiązane z obecnościąplastyfikatorów w materiale.

1 htuijlomność optyczna

Dwójlorriność optyczna materiału jest miarą jego anizotropii strukturalnej.Pomiar dwójłomności wykorzystuje się do oceny orientacji makrocząsteczek



1 .5 . P o d s t a w o w e l.c< h a i k i c h a r a k t e r y z o w a n i a p o l i l li c i ó w II

w polimerze spowodowanej wytwarzaniem, a także w eelu stwierdzenia obeenośei w materiale struktur krystalicznych. Pomiary takie stosuje się częs-to do śledzenia postępu degradacji bioresorbowalnych implantów politnerowych i jakościowego określania czasu ich całkowitej resorpcji. W tym przypadku, skrawki histologiczne eksplantowanych tkanek ogląda się w mikroskopie polaryzacyjnym. Obecność elementów strukturalnych powodującychskręcenie płaszczyzny polaryzacji jest wskaźnikiem, że materia! nie zresorbował się całkowicie. Obecność struktur dwójłomnych w rożnych tkankach

w przypadku implantacji polimerów niedegradowalnych świadczy o tym, żemateriał uległ niezamierzonej degradacji. Może też wskazywać, że dodatkiprodukcyjne (np. tlenek tytanu obecny w protezach naczyniowych z wlókien z politereftalanu etylenu) wydostały się z materiału i przemieściły dotkanek.

Oznaczanie absorpcji wody

Zdolność polimerów do absorbowania wody jest wskaźnikiem ich hydioHlowości. Ze wzrostem hydrofilowości materiału wzrasta ilość zaabsoi bowaiie|wody (stopień spęcznienia). Pomiary absorpcji wody pozwalają na przybliżoną ocenę podatności danego polimeru na degradację hydrol i tyczną. I )o pomiarów spęcznienia stosuje się zwykle próbki o masie 0.2 do 1 g, utrzymującstosunek między masą próbki i masą wody jak 1 do 30. Pomiary prowadzisię w temp eratur ze 37° C, a stopień spęc znienia wyrażony w procentachokreśla się z porównania masy próbki po czasie /, , z masą próbki wyjściowej

A m = (nit — mo)/mo x 100

gdzie: mo oraz nit oznaczają odpowiednio masę próbki wyjściowej oraz masęj)róbki po spęcznieniu.

Pomiary spęcznienia próbek prowadzi się aż do momentu c a l k o w i b y nwysycenia materiału wodą. Należy pamiętać, że w przypadku pol w .które łatwo ulegają hydrolizie, wzrostowi masy próbki spowodowanej a bio ipcją wody, towarzyszy jej zmniejszenie wywołane rozpuszczaniem w wodziefrakcji o niskiej masie cząsteczkowej. W takim przypadku pomiar może by<obciążony pewnym błędem.

Badanie degradacji, in vil.ro

Ocenę degradacji w warunkach in miro prowadzi się zwykle dwuetapowo.

W pierwszej lazie stosuje się test. przyspieszony, a następnie w zależności oduzyskanych wyników, test, realny. Test, ten, daleki jest wprawdzie od warunków panujących w żywym organizmie, pozwala jednak przewidzieć z pcw



.51 (i I . H i o n i a l c r i n l y p o l i m e r o w e

nyni przybliżeniem, jaka jest. odporność materiału na działanie środowiskawodnego. Schematyczny przebieg testu przedstawiono na rys. 4.41.

Pr z e p r o w d t l z i ć b a d a n i a K o n i e c t e s t ub i o l o g i c z n e

11 vs 1. 11. Schem at ogólny ilustrujący badanie degradacji polimerów przeznac zo-

nych do zastosowań biomedycznych w warunkach in vitro [128].

Ir.sl przyspieszony - degradacja w podwyższonej temperaturze

Próbki polimeru suszy się do stałej masy. Temperatura, w jakiej suszy siępróbki nie powinna przekraczać temperatury, w której materiał topi sięlub degraduje. Próbki umieszcza się w oddzielnych naczyniach (3 próbki zkażdego materiału), a następnie zalewa roztworem buforu zawierającym solefosforanów sodu i potasu (0.5 mola - 68.08 g/dm 3 KH2PO4 oraz 0.5 mola

80.07 g/dm' ! N a H 2 P 0 4 ) w 0.9% roztworze NaCl w sterylnej dwukrotniedestylowanej wodzie. Sole winny być wysuszone do stałej masy przed uży-c i e m . Stosunek objętości roztworu soli do masy próbki winien być większy111/. 30:1. Często do roztworu soli fosforanów dodaje się azydek sodu (0.03

0.05%) dla przeciwdziałania rozwojowi bakterii. Degradację prowadzi sięw temperaturze 70±0.1° C przez okreś lony czas . Zwykle wymagane są dwa

pomiary, jeden po 24 godzinach i drugi po 2 tygodniach. Po tym okresie wyj-muje się próbki z roztworu buforu, suszy do stałej masy i poddaje dalszejanalizie. Należy podkreślić, że test przyspieszony służy jedynie do określę-



I . ( i . Wnioski końcowe

nia w krótkim czasie odporności mater iału na degradację. lesl. ten nie mnnatomiast przełożenia na zachowanie się materiału w warunkach /// mvu.

Test. realny - degradacja, w temperaturze jizjologiczn<;j

Próbki polimeru suszy się do stałej masy, stosując zalecenia wymienioneprzy opisie testu przyspieszonego. Następnie próbki umieszcza się w oddzielnyeh naczyniach, dodaje wcześniej opisany roztwór buforu i prowadzi de-gradację w temperaturze 37 ± 0.1° C przez ustalony czas, który zależy odrodzaju materiału. Okres ten wynosi zwykle 4, 26 i 104 tygodnie. Po tymczasie próbki wyjmuje się z roztworu buforu, suszy do stałej masy i poddajedalszej analizie.

Oznaczanie zmian masy próbek w procesie degradacji

Masa próbek polimerow ych poddanyc h testom degradacji może uliyai mmnom. Dotyczy to zarówno polimerów bioresorbowalnych i bioihy indownlnyeh jak i niedegradowalnych. Zmiany te m onitoruje się porównują' m.< >próbek po określonym czasie degradacji, z masą próbek wyjściowych II" ulc a odpowiada ilości materiału, jaka uległa rozpuszczeniu w medium I ' o d o bnie jak i w innych badaniach, także i w tym przypadku próbki przed pomińrem winny być wysuszone do stałej masy w temperaturze nie powodującejnieodwracalnych zmian w polimerze.

4 . 6 . W n i o s k i k o ń c o w e

Polimery biomedyczne należą do tej grupy biomateriałów, której znaczęnie w medyc ynie sta le wzrasta. Elastyczn e warunki syntezy, juk i szerokiwybór monomerów o dużej biozgodności , pozwalają na otrzymywanie polimerów, których własności mogą być dostosowywane w zalezuosci od uhkońcowego przeznaczenia. Polimery o stosunkowo wysokiej odpoiuo c! imdziałanie środowiska biologicznie czynnego, wykorzystywane są do w ymbu implantów zastępujących lub wspomagających funkcje us /kod/onychlub utraconych tkanek i narządów wewnętrznych. Polimery bioresorbow/ilini degradowałne stosowane są do wyrobu trójwymiarowych struktur nośnych(matryc) dla komórek oraz implantów umożliwiających regenerację lunkcjonalnych tkanek i narządów wewnętrznych. Polimery te są też stosowane do wyrobu implantów do mocowania złamań kostnych. Pozwala to nauniknięcie powtórnej operacji, którą przeprowadza się dla usunięcia protez

metalowych.Aktualne trendy badan w dziedzinie polimerów biomedycznych ob ijn III ja. następujące dziedziny:



I H i o i n u l c r i a l y p o l i m e r o w e

syntezę nowych polimerów biostabilnych o podwyższonej odpornościna działanie środowiska biologicznego;

syntezę nowych polimerów bioresorbowalnych o podw yższonej biozgo-driośei i optymalnych czasach degradacji;

otrzymywanie s truktur polimerowych o własnościach zbliżonych dowłasności tkanek biologicznych (biornimetic materials);

produkcję trójwymiarowych porowatych struktur nośnych dla uwal-niania leków, inżynierii tkankowej i terapii genowej;

uzyskiwanie elementów strukturalnych o rozmiarach w przedziale odkilku do kilkudziesięciu nanometrów, które mogą być wykorzystywanejako nośniki komórek oraz materiały o unikalnych własnościach bio-logicznych i mechanicznych.


l| Lynch W.: Im.pla.nts, Reconstructing the llumari Body, Van Nostrand,New York, N.Y. 1982.

Szych er M .: (ed.) . Biocom.pati.ble Polymers, Metals, and Compo sites,

Teełmornic Publ., Lancaster, Penn. 1983.

3| Boret.os .1. W., Eden M.: Contemporary Biom.ateria.ls, Noyes Publ. ,Park Ridge, N. ,J. 1984.

I| Lei al i VI. D., Cooper S.L.: Polyurethanes in Med.ici.ne, Boca Raton,PL: CRC Press, 1986.

"» Park J.B., Lakes R.S.: Biomateńals. Plenum Press, New York, N.Y.1992.

6| Tsuruta' l1 . , Hayashi T.: (eds.) Biornedical Applications of Polym ericMaterials, CRC Press, Bocca Raton, FI, 1993.

7| Szycłier M., Robinson W.J.: (eds.) Synthetic Biornedical Polymers:('oncept.s and Applications. Technomic Publishing, Westport, Corm.,1993.

<s| lloirman A.S.: Intelligent polymers in medialne and biotechnology. Ar -t i lici al O rgans. 19, 1995, s. 45 8-466 .

9| Yalpani M.: (ed.) Biornedical iunctions and Biotechnology of Naturaland. Artificial Polymers (hYontiers in Biornedicine fr, Biotechnology).Vol. 3. ATL Press, Science Publishers, Shrewsbury, Ma., 1996.



I illilli IJ'1 iill.c

[10| von Recum A.: (ed.) llarulbook of IHo innli i nd.s lyiniliiation: Scieiil.ilic,Tech nieal, and Clinical Testirig of Implant, Mal.ci iuls. Taylor l'Vancis, Philadelphia, 1999.

|11] Ratner 13.: Ihornaterials Ś ciance: Introduction to Materials m Malicine. Academic Press, San Diego, Cal. , 2001.

[12] Lyrnan D.J.: Biornedical Polymers, Rev. Macrornol. Chorn. 1, 1966,s. 355-391.

[13] Gogolewski S.: Selected topics in biornedical polyurethaius. A i w i c wColloid & Polymer Sci. 2G7, 1989, s. 757-785.

[14] Ramachandran G.N., Reddi A.II.: (eds.) lhoch.cnnstry of ( 'ollayinPlenum Press, New York, 1976.

|15] Branden C., Tooze J.: Introduction to Protein Slrncliur i im I nniNew York, 1991.

[16] McGrath K., Kapłan D.: (eds.) Protein-Based Materials. Spritiyn \Vilag, Berlin, 1997.

[17] Nakijama A.: Polyaminoa cids as biornaterials. Chincse ,1. Polyin. Sci7, 1989, s. 193-201.

[18| Aspinall G.O.: Polysaccharides. Pergamon Press, New York, 1970.

[19] Stryer L.: Biochemistry. Freeman Sc Co, New York, 1988.

[20] El Khadem U.S.: Carbohydrate Chemistry. Academic Press, San l)irgo, Cal., 1988.

[21] Sand ford P.A., Cottrel, I.W ., Pe ttitt D.J.: Miendnal polysnohnndiNew products and their comm .erci.al applicalions. P m c X Appl < 'In m56, 1984, s. 879-892.

|22| Kobayashi K.: Biologieal functions ofsynt.he.lir. jtolysncehtiridcs Mmrornol. Symp. 99, 1995, s. 157-167.

[23) Franz G., Alban S., Kraus J.: Novel pharrnaceulicid appheal'ions <>J

polysaccharides , Macrornol. Symp . 99, 1995, s.187-200.

|21| Kurita K.: ('hitin and chitosan derivalives. YV mon ografii: I )«-sk lidererice of Finetional Polymers, Syntlieses and Applicact.ions, ArslnwlyR.: (ed.) American Cliemical Society Publ., Washington, DC, I990,s. 239-259.



I I J i o m a t . e n a l y p o l i m e r o w e

| 17| S kar ja Ci.A., Wo od hou se K.A.: »S'ynl.hesis and chara cteriza tion ofdegradable polyuretharu: clastorners containing an aminu acid-basedchain eztender. J. Biomat. Sci. , Polym. Ed. 9, 1998, s. 271-295.

| I8| Górna K., Gogolewski S.: Novel biodegradable polyurethanes for medi-cal applications. W monografii: Synthctic bioresorbable polymers foriinplants, ed. Agrawal C.M., Parr J.E., Lin S.T., West Conshohocken,PA, ASTM STP 1396, 2000, s. 39-57.

| I9| Górna K., G ogolewski S.: In vitro degradation of novel medicalbiodegradable aliphatie polyurethanes based on e-caprolactone and Plu-ronics® with various hydrophilicities. Polymer Degradation k. Stabi-1 i ty, 75, 2 001, s. 113-12 2.

|50| Górna K., Polowinski S, Gogolewski S.: Syntheses and Characteriza-tion of Biodegradable Poły (e-caprolactone urethanes). I. The EfTect ofthe Polyol Molecular Weight, the Catalyst and the Chain Extenderori Molecular and Physical Characteristics, ,J. Polym. Sci. , A: Polym.Chern. 40, 2002, s. 15G-170.

|.r)l| Górna K., Gogolewski S.: Biodegradable polyurethanes for irnplarits.II. III vitro degradation and calcification of materials from poly(e-caprolactone) - poly(ethylene oxide) diols and various chain extenders,.1 Uiomed. Mater. Res. 60, 2002, s. 592-606.

|.7.!| niack .).: Biological Performance of Materials. Marcel Dekker, NewYork, N.Y. 1992.

[53| Williams D.F.: Biocornpatibility of Clinical Implant Materials. CR GPress, Boca Raton, FL, 1995.

|5'1| Silver F.H.: Biomaterials. Medical Devices and Tissue Engineering:An lntcgrate d App roach. Chap man &; Hall, London, 1994.

|.ri.r(| Patrick C.II.W., Mikos A.G., Mclntire.: (eds.) Frontiers in Tissue En-i/run ring. Pergamon Press, Oxford, 1998.

|5(i| Goldberg V.M., Lane J., Coutts R., Buckwalter J.: Tissue engineer-ing: a contempo rary treatment strategy for rnusculoskeletal tissue loss.

I 'rogram and abstracts of the American Academy of Orthopacdic Snr-geons 68tli Armual Meetirig; Syrri])osiurn Marc'h 2, 2001; San 1'Yancis-co, (Jalilorriia.



Iłibliogrulia .T.!.'l

|.r)7| Peterlin A.: Oryslalline c.haractci• ni poli/nnis J, Polytn. Soi., (' 9,1965, s. 61-89.

|58| Ciferi A., Ward I.M.: (eds.) Ultra-High Modułu.s 1 'olymers. AppliedScience Publ., London, 1979, s. 1-117, 279-320, 321-355.

|59] Zachariades A.E., Mead W.T., Porter R.S.: Recent developments III

ultraorientation of polyethylene by solid-state ex trusion. Choin. Rev.,80, 1980, s. 351-364.

[60] Coates P.D.. Ward I.M.: Drawing of polymers Ihrough a eonical <h<

Polymer, 20, 1997, s. 1553-1560.

|(i l] Coates P.D. Ward I.M.: Iiydrostatic eztrusion of polyoi yinclhylrin .1Polym. Sci. , Polyrn. Phys. Edn.,16, 2031-2017 (I978).

|62| Mitchell D.J. Porter R.S.: Characterization of polyfclhi/lriir m uh 1

drawn by solid-stale extrusion. Macror noloculcs, 18, I9K5, II.".1 2 2 1 .

|63] Gogolewski S.: The ejject of hydrogen bondirig on solid-st.alc r.rli ii.iiini

of nylons: Polycaproam ide and polyundecan eamide. Tochn. I{.cp., < * i

4: 1-27 (1979).

|61) Weiler W., Gogolewski S.: Enhancem.ent of Lhe mechan ical propcrl/n sof polylactides by solid-state eztrusion. I . Poly(D-lact ide) , Piomatcrials, 17, 1996, s. 529-535.

|65| Ferguson S., Wahl D., Gogolewski S.: Enhancem cnl of lin iiu i liiiiiu iilproperties of polylactides by solid-state e.zlrusion. II l 'oly( l , Imlido) ,poly(L /D-lact id e) , and poly(L/DL-lact id e) , .1 Uioincd. Mnli i l ir30, 1996, s. 543-551.

|(i6| Gogolewski S., Pennings A.J.: High-mod ulus Jibn s of nylon h \m i>imil

by dry-spinning method. Polymer 26, 1985, s. I3!M-I ll)l)

|(>7| Gogolewski S., Tepic S.: lligh-strenglh, high-modidus, conipound lilament or compou nd-film implant and method for ]>ro<l.urin.g ii. IISPatent 5.728.336, 1998, s. 1-9.

|(>8| Hut,ula W.A.: (ed.) Disinfeetion, Slcrtlizahon and Antiscpsis m Ih ullhCare. Polyscioricc Publ., Chainplain, N.Y., 1998.

|li!)| Wiliam Aridrew Inc.: The liffecl. ofSlc.rilizal.ion Mcthods o n 1'lasticsand 1'Jlaslomcrs. 1'ln.st.ic D<'sig» Librnry, Morris, N.Y. 199-1.



I { i b l i o g r i i l i i i

|83| Kosko. IM.: IJpper lid blepharoplasty: skin closun• u rlnrncd wit-h buli/1

2-cyanoacrylate. Ophthalrnic Surg KWI Jun; 12(6): '121 5.

]84| Maw J.L., Quirin ,J.V., Wells Cl. A.: A prospective comparison of octylcyanoacrylate tissue adhesw e and suture for the closure of head andneck incisions. ,1. Otolaryngol. 26, 1997, s. 26-30.

|85] Osmond M.H., Klassen T.P., Quinn ,J.V.: Economic comparison of atissue adheswe and suturing in t.he repair of pediatrie facial lacern

tions. ,). Pediatr. 126, 1995, s. 892-895.

[86] Quinn J., Maw ,J., Ramotar K.: Octylcyanoacrylate hssne adhesimversus suture wourul repair in a contaminated wound m odi l S111 J •.* • V

122, 1997, s. 69-72.

[87] Ronis M.L., Harwick J.D., Fung R..: Reińew of cyauoaa i/lnh Irrunglues with emphasis on their otorhinolaryngologiad. appluulion •( I uryngoscope 94, 1984, s. 210-213.

|88] Toriumi D.M., 0'Grady K., Desai D.: Use of octyl-2-cymioacrylalr foiskin closure in facial plastic surgery. Piast. Reconstr. Surg. 102, l!l!IH,s. 2209-19.

[89] Toriumi D.M., Raslan W.F., Friedman M.: Histotoricily of cyanoacrylate tissue adhesives. A comparative study, Arch. Otolaryngol. Ilead

Neck Surg. 116, 1990, s. 546-50.

[90] V inter s II. V., Galii K .A., Lun die M.J.: The histotoricily of rynno nrrylates. A selective review. Neuroradiology 27, 1985, s. 279 91,

[91] Gogolewski S., Pennings A.J., Lommen 10., Nicuweriliuis I' , Wil<l<-vutiiGh.R.H.: Growth of a neo-artery induced by a IniKltyradiiblr poli/im i uuascular prosthesis. Mak romo l. Ghern., Rapid C>mmun I, I9H3s. 213-219.

[92] Gogolewski S., Pennings A.J.: An artificial skin based. on biodcyradahhmixtures of polyla.ctid.es and połyurethanes for fuli thiebu ss wound co'oering. Makromol. Chem., Rapid Commun. 4, 1983, 675-680.

[93] Gogolewski S., Galletti Ci.: Degradable uascular prosthesis Jroni seg

•mented polyurethanes. Golloid k Polyrner Sci. 264, 1986, s. 851 858.

|94| Gogolewski S., Galletti (i. , UssiaG.: 1'olyurcthane uascular prosthesisin pigs. Colloid Ki. Polym. Sci. 265, 1987, 771-778.



>11)ą.B i o m a t e r i a ł y p o l i m e r o w e

|!).r)| Gogole wski S., Wal po t li U., Rlieiner I'.: Polyurethąne microporousrnembranes as pericardial subslitutes. Colloid & Polymer Sci. 265,1987, s. 971-977.

|96| Gogolewski S., Górna K., Rahn B., Wieling R.: Biodegradable polyu-rethąne c ancellous bone grafl substitute prom .otes bone regeneration inthe iliac crest defects. 27th Society for Bionmterials Annual Meeting,Saint Paul, MN, USA, Transactions 24, 2001, s. 573.

|97| Gogolewski S., Górna K., Turner A.S.: Regeneration oj bicortical de-fects in the iliac crest of estrogen deficient sheep using new biodegrad-able polyurethąne cancellous bone graft substitutes. A pilot study, 48thAnnual Meeting, Orthopaedic Research Society, Dallas, TX, USA, Ab-st.racts, 0740, 2002.

[98| Gogolewski S., Rahn B., Wieling R.: Bone regeneration in critical-sizesegmental diaphyseal defects implanted with bioresorbable polylacti.debone substitute. 27th Society for Biomaterials Annual Meeting, SaintPaul, MN, USA, Transactions 24, 2001, s. 572.

|!)!t | Gonnolly j. , Guse R., Tiedeman J., Dhene.: Autologous marrow i.nje-etion as a substitute for operatwe grafting of tibial nonunions. Glin.Ort,hop., 266, 1991, s. 259-270.

I0()| (Joimolly ,J.: Clinical use of rnarrow osteoprogenitor cells to stimulateosteogenesis. Glin Orthop. 313, 1995, s. 8-18.

1011 Lane J.M., Tomin E., Brostrom M.P.G.: Biosynthetic bone grafting.Glin Orthop . 1999;367S: 107-117.

102] Muschler G.F., Boehm C., Easley K.: Aspiration to obtain osteoblasticproge.7ii.lor cells from. hum.an bone m.arrow: the influence of aspirationuolume. .1. Bone Joint Surg. 79A, 1997, s. 1699-1709.

Il).'l| Meinig R., Rahn B., Perren S.M., Gogolewski S.: Diaphyseal bone de-feel regeneration using resorbable polylacti.de rnembranes. J. Orthop.'lYaunia, 10, 1996, s. 178-190.

1.1)11 Pirieda L.M., Biising G.M., Meinig R.P., Gogolewski S.: Bone rege-

neration •with resorbable polymeiie mem bmnes. III. EfTeet of poly(L-lactide) rnenihrane poro size on t.lio bone hoalirig process in largo de-fects. .1. Bioniod. Muter. H<'s. iii, 1996, s. 385-394.



I ł i l ) l i i ) g r n f i n

|105| Meinig Fi.I'., Biising C.M., Uelin .)., (ionnlew.sk i S.. Itri/eneration ojdiaphyseal bone de fects using resorbable p oły (I, l>L ład ule) and. poly(l)-lactide) rnembranes in the Yucatan pig model. ,1 Orthop 'LYmnna1997;11:551-558.

|106] Gugala Z., Gogolewski S.: Regeneration of segmental. diaphyseal defects in sheep tibiae using resorbable polymeric rnembrane s. A preliminary study. J. Orthop. Trauma, 13, 1999, s. 187-195.

1107] Gogolewski S., Pineda L., Biising C.M.: Bone regeneration in segmental defects with resorbable polymeric rnembranes. IV. Does the połymer chemical com posit ion affect the healing process? h ionm ln ml21, 2000, s. 2513-2520.

j 108] Ip W.Y., Gogolewski S.: Bone regeneration with resor bubli pulylin Itthmem brane and sponge in an unstable fracture model iii rubbil rndnnTransactions, 6th World Biomaterials Gongress, Kamiiclu, llitwm,USA, May 15-20, 3, 2000; s.1317.

1109] Seckel B.R., Ghiu T.H., Nyilas, Sidman R.L.: Nerue regc.namt.um linoug h bi.odegrad.able nerue guides: regulation by the target organ. Plant.Reconstr. Surg. 74, 1984, s. 173-181.

1110] Henry E.W., Chiu T.H., Nyilas E., Brushart T.M., Dikkes l\, Sidinan

R.L.: Nerue regeneration through biodegradable poły as Lar Lubcs. Kx|>.Neurol. 90, 1985, s. 652-676.

1111] Peterson L., Minas T., Brittberg M.: Two- to 9-year outeome aftri autologous chondrocyte Lransplantation of the hiee. (!lin < )i l ln>|> , il7 I

2000, s. 212-234.

|I12| Gugala Z., Gogolewski S.: In uitro growt.h aral aelnnly oj pnnouychondrocytes on a resorbable polylacli.de three drinnisumul ••< <1H0I<I .1

Biomed. Mater. Res., 49, 2000, s. 183-191.

1113] Stone K.R., Steadman J.E., Rodkey W.G.: Regeneration of mcm scalcartilage with use of a collagen scaJJold: analysis of proliminary data..1, Bone Joint Surg., 79, 1997, s. 1770-1777.

|1 1 1| Kitnura T., Yasui N., Ohsawa S., Ono K.: Chondrocy tes ambedd ed. incollagen gels maintain cartilage phanol.ype d.urrny long-lenn enltnres.('lin. Orthop. Rei. Res., 186, 1981, s. 231-23!).



>11)ą.B i o m a t e r i a ł y p o l i m e r o w e

[]15| llauselmarin U.J., Aydelotte M.B., Schuinacher Li.L., Kuettner K.E.,Ciitrlis S.IJ.. Thonar 10..).: Synthesis and turnover of proteoglycans byhurnan and bovine adult articular chond rocytes cultured in alginatebeads. Matrix, 12, 1992, s. 116-126.

|l 16| van Susante J.L.C., Butna P., van Osch G.J .V.M., Versleyen D .,vari der Kraan P.M., van den Berg W.B., Homminga G.N.: Cul-l.ure of chondrocytes in alginate and collagen carrier gels. Acta Or-thop. Scand., 66, 1995, s. 549-556.

|l I7| Loty S., Sautier J.M., Loty C., Boulekbache H., Kokubo T., ForestN.: Cartilage formation by fetal rat chondrocytes cultured in alginatebeads: A proposed mod el for investi.gati.ng tissue-biomaterial interac-tions. J. Biomed. Mater. Res., 42, 1998, s. 213-222.

[118| Prenkel S.R., Pachence J.M., Alexander II.: Optim.izali.on of a cell-seeded collagen implant for cartilage repair. Trans. Orthop. Res. Soc.,18, 1993, 730-735.

|l 19| Wikatani S., Goto T., Pineda S.J., Young R.G., Mansour J.M., Ca-plan A.J., Goldberg V.M.: Mesenchy m.al cell-based repair of large,fu.ll-lhickness defects of articular cartilage. J. Bone Joint Surg., 76A,1994, s.579-592.

|r.'0| St,anton J.S., Salih V., Bentley G., Downes S.: The grouith of chon-drocytes using Gelfoam® as a biodegradable scafjold. J. Mater. Sci. ,Mater. Med., 6, 1995, s. 739-744.

|121] von Schroeder H.P., Kwan M., Amiel D., Goutts R.: The use of poly-laetic acid matńx and periosteal grafts for the reconstruction of rabbitknee articular defects. J. Biomed. Mater. Res., 25, 1991, s. 329-339.

|I22| Vacant,i GA., Langer R., Schloo B., Vacanti J.P.: Synthetic polym.erssceded with chondrocytes provi.de a template for a new cartilage for-mation. Piast. Reconstr. Surg., 88, 1991, s. 753-759.

|l''3| 1'Yeed L.E., Marquis J.C., Noharia A., lOmmanual J., Mikos A.G.,Langer R.: Neocartilage form.ation in nitro and in vivo using ce lls cul-tured on synthetic biodegradable polym.ers. ,1. Biomed. Mater. Res., 27I 1-23 (1993).

|124| Ghu G.R., Goutts R.D., Yoshioka M., Ilarwood F.L., Monosov A.Z.,Amiel I).: Articular carlilaye repair using allogenic perichondroeyte-



U i b l i o g r a l i a

seedcd. biodegradablt; porous p olylaelic and. A I . I N M I C enjijnoei iiig study,,1. Biomed. Mater. Res., 29, 1995, s. I I 17-1 151.

11251 Fuj isato I'., Ikada Y.: New cartilage formalion in urno using ch.oii.dn)cytes seeded on poly(L-lactidc). Macromol. Symp., 103, 1990, s. 73-83.

1126] Gugala Z., Gogolewski S.: The in tńiro growth a.nd aclnńly of primary chondrocytes on a resorbable polylactide three-dim.ensional. scajjohl.Transactions Orthop. Res. Soc., 2, 1997, 540.

1127| Ottenbrite R.M., Kim S.W.: (eds.) Polymeric Denys and Dni,/ Dclivery Systems. Technomic, Lancaster, Penn. 2001.

1128] Gogolewski S.: Degrada tion of implantable p olymns |{t )';ul(vloi \ Alfairs 4, 1992, s. 75-86.

|129] Moiseev Yu.V., Daurova T.T., Voronkova O.S., Guinaij' ,nli<\ n K ZProvalova L.G.: The specificity of polym.er degradation III LLIE HVNN)

body. .1 Polym Sci, Polym Symp. 66, 1979, s. 269-276.

1130] Gogolewski S., Wieling R: Long-term bone reaction to rulc.rna.l. Ji.ration deińee s from vari.ouspolylacti.des. 24th Annual Meeting of Societyfor Biomaterials, San Diego, California, USA, Transactions 21, 1998,s. 462.

[131] ISO International Standard, Poly(L-lactide) re.sins and fabricaledJorms for surgical implants - In nitro degradation leshng, ISO 13781,1997 (E), s. 1-10.

1132] ISO 1628-1:1984, Guidelines for the slandari-alion oj mclhod: l<; th,determination of uiscosity nu mber and liinitrug mscosily iiiunln i ojpolym.ers in dilute solulions - Part 1: General conditions

11331 ISO 1628-1:1998, Plasties - Determination of the mscosily oj połymers in dilute solution using capillary viscomel.c:rs Part I: (Jenerałprinciples.

11341 ISO 11357-1:1997, Plasties DiJJerentml scanning cal.ori.mel.ry (DSC)Part 1: Genera l princ iples.

1135] ISO/DIS 11357-2, riaslics DiJJnrnlial scanning mloriniclry (DSC)Part 2: Determinal ioti of glass transition temperaturę.



>11) Ą. B i o m a t e r i a ł y p o l i m e r o w e

36| ISO'DIS 1 1357-3, Plasties 1 HJJeieniial scanning calońmetry (DSC)Part 3: Determination of ternperature and enthalpy of melting and

erystal l izat ion.

37| Vari Krevelen D.W.: Properties of Polymers. Elsevier, Amsterdam,1097.

38| Adamson A.W.: Physical Chemistr^y of Surfaces. Wiley-Interscienee,New York, 1976.

391 IIS Standard, D5946-96 Standard test melhod for corona-treated poly-•me.r Jilms using water contact angle measurem ents.

10| ISO 178:1993, Plasties - Determination of flexular properties.

Il| ISO 527-1:1993, Plasties - Determination of tensileproperti.es- Part1: General principles.

12| ISO 527-2:1993, Plasties - Determination of tensile properties - Part2: Test, eonditions for moulding and extrusion plasties.

I3| ISO 527-3:1993, Plasties - Determination of tensile properties - PartII: Test eonditions for filrns and sheets.

I l | ISO 604:1993, Plasties - Determination of com.pressive properties.

I5| ISO 868:1985, Plasties and ebonite - Determination of indentationha.rdrie.ss by means of a durometer (Shore hardness).



R o zd z i a ł 5

B I O M A T E R I A Ł Y W Ę G L O W Ei K O M P O Z Y T O W E

S t a n i s ł a w B ł a ż e w i c z * J a n C h ł o p e k * , M a r t a I ll . iżewir / ,4

E l ż b i e t a P a m u ł a *

5 . 1 . W p r o w a d z e n i e

Pozycja węgla jako biomateria łu jest jeszcze dzis ia j mniej znacząca niż naprzykład materia łów meta l icznych i stopów, materia łów organicznych, czy

nawet materia łów ceramicznych, mimo że różne postaci tego pierwiastkastosowane były przez człowieka już od wieków, rn.in. sadza jako barwnik dowykonywania tatuaży , czy węgie l specja lnie obrabiany chemicznie , o dużymrozwinięc iu powierzchnia znany pod nazwą węgla aktywnego, stosowany piko sorben t i jako lek w dolegliwościach układ u pokarmo wego | l ' |

Węgie l jest pierwiastkiem, który może występować w wie lu ndnuui im l ialotrop owy ch. W n aturz e węgiel wys tępu je w postaci grafitu luli un< 'i iirrzadziej w postaci diame ntu. Ponad to jest ła two otrzymywany nn diod <piro l izy gazowych i sta łych węglowodorów. Odkrycia ostatnich la t ujawni łyodmiany alotropowe węgla takie jak Cgo czyli fulleren, który jest aktualnieprzedmiotem intensywnych badań, podobnie jak nanorurki czy l i t /w. nn.nostruktury węgla .

Węgie l jest materia łem , który występować może w różnych postaciachi formach obdarzon ych zróżnicow anym i właśc iwościam i. Ma, unikatow ą, w

porównaniu z innymi pierwiastkami , zdolność występowania w postaciach* A k a d e m i a G ó r n i c / , o I l u t n i c z a w K r a k o w i e , W y d z i a ł I n ż y n i e r i i M a t e r i a ł o w e j i ( V

r a i r i i k i , A l M i c k i e w i c z a H O , HO 0 5 ! ) K r a k ó w



B i o m a t e r i a ł y w o l o w e i k o i r i p o z y t o

różniących się budową na poziom ie struktury (grafit i diam ent, fulleren,nanorurka), mikrostruktury (szkło-podobny, amorficzny , krysta l iczny) orazmikrostruktury (warstwa, granulka , włókno) [3-6] . Jednakże węgie l to nietylko te wymienione fazy, ale cały szereg innych tzw. struktur przejściowych(węgie l turbostratyczny, węgie l aktywny, sadza), pomiędzy którymi różnicewe właśc iwościach, t łumaczyć można w oparciu o budowę makrocząsteczek(model ko lo idalny , model po l imerowy).

Istotą materia łów węglowych otrzymywanych na drodze piro l izy jest to ,

zr ich cechy f izyczne i chemiczne mogą być zmienianie poprzez parametryprocesu technologicznego bez wprowadzania dodatków modyfikujących, wodróżnieniu od innych materia łów meta l icznych czy ceramicznych.

Właściwości węgla , i s totne z punktu widzenia medycyny, związane są;z budową fizyczną i chemiczną jego powierzchni , z porowatością w objęto-śc i oraz wie lkością i kszta ł tem porów. Węgie l aktywny posiada niezwyklerozbudowaną s ieć porów o z łożonej archi tekturze , natomiast np. węgie l pi -rol i tyczny praktycznie nie posiada porów na powierzchni .

Sprawia to , że z węgla otrzymywane są materia ły o bardzo bogatymwachlarzu właśc iwości chemicznych i f izycznych. Materia ły węglowe weszłyna sta le do wie lu dziedzin m edycyn y i jak s ię wyd aje posiad ają duże możl i -wości potencja lne dla nowych zastosowań [7,8].

Jedną z postaci węgla szczególnie przydatną dla ce lów medycznych jestwęgie l aktywny. Węgle aktywne stosowane są w medycynie ze względu na• woje właśc iwości sorpcyjne , zwłaszcza do detoksykacji organizmu. Nato-

inuist. węgiel chemicznie obojętny tzw. węgiel inertny znajduje zastosowaniew postaci biozgodnych i odpornych na śc ieranie warstw i pokryć, które na-noszone są na powierzchnie implantów meta l icznych i po l imerowych w ce lupoprawy ich właśc iwości bio log icznych. Pirowęglowe warstwy należą do ma-teriałów o wyjątkowo dobrej biozgodności z krwią. Również węgiel szklistyjest przedmiotem zainteresowania medycyny i c ieszy s ię opinią materia łuo wysokiej biozgodności [9 ,10]. Włókna węglowe w mniejszym zakresie niżdwie powyżej wymienione formy węgla stosowane są w medycynie . Ich zas-tosowanie wynikające z wysokich parametrów mechanicznych do produkcjikompozytów węglowo- pol imerowych sprawi ło , że stanowią atrakcyjny ma-ter ia l dla zastosowań jako łączniki , płytki i śruby w osteosyntezie . Włók-na. w postaci plecionek stosowane są w niewielkim zakresie jako protezywiązadeł lub śc ięg ien. Jednakże, jak s ię wydaje , przyszłość węgla medy-cznego związan a jest z rozwojem nowej dziedziny jaką jest nanom edycyna .

Węgie l posiada zdolność tworzenia nanostruktur, które zaczęto wykorzysty-wać'- do konstrukcji na nom aszyn lub nariorobotów. A ktua lnie wiele ośrod -ków badaw czych pracuje nad wyt worzeniem, w oparciu o nano struk tury wę-



5 . 2. W ę g i e l a k t y w n y

glowe, sztucznych komórek, które wprowadzone w krwioobieg pacjenta mogązastępować chore komórki transportując t len lu l> niszcząc komórki nowotw orow e czy u s u w ając z łog i miażd życow e. N an omed ycyn a j es t d z ied z in ą ,która może zrewolucjonizować aktualne metody leczenia najgroźniejszychchorób i jak wynika z l i teratury, węgiel może tu odegra ć czołową rolę | l l | .

5 . 2 . W ę g i e l a k t y w n y

Węgiel aktywny otrzymuje s ię na drodze obróbki termicznej organicznychprekursorów w temperaturze 600° C-IOOO 0 C. Jako s ubstr aty stosu je się sul>stancje organiczne tak ie jak sacharoza, celuloza, polimery organiczne. l 'oproces ie karbonizacj i węgiel poddawany jest obróbce chemicznej w mediachciekły ch lub gazow ych w zależności od rodzaju zastosowań Węgiel nkl.ywny pos iada na ogól budowę s łabokrystaliczną o wielkości kry I uhl Aw nup rzek racza jących 50n m . S tru k tu ra b ogata jes t w l i czn e h ctcroato iu \ k lonw różny sposób związane być mogą ze szkieletem węglowym. Najwię< e | heleroatornów wiąże s ię z peryferyjnymi atomami węgla w narożach i un kiawi,dziach krystalitów. Część heteroatomów wiązanych jest w przestrzeni międzykrystalitowej . Pozostałe heteroatomy grupują s ię na powierzchni węglaaktywnego. Wolne przestrzenie w szkielecie węglowym, czyli pory charakte-ryzują s ię dużą powierzchnią rozwinięcia, która przeciętnie os iąga wartość500-2000 m 2 /g . Kształt i wielkość porów są bardzo zróżnicowane; mogą miećposta ć kanalików otwa rtych z jednej lub z dwóch s tron, o różnych przekro-

jach. Pory występujące w węglu aktywnym można klasyf ikować przyjmującróżne kryteria, najczęściej jes t n im wielkość porów. Przy założeniu modelucylindrycznego makropory mają promień efektywny większy od 100 ' . iOO/tm,mez opory to takie, których promień zawarty jest od ok. 1 ,5-200/un Mikropory to takie, w których promień jest mniejszy niż 1 ,5/ łtn .

Węg ie l ak tyw n y zn ajd u je zas tos ow an ie p rzed e w s zys tk im | a k o m a l e i i n lsorpcyjny tradycyjnie wykorzystywany do oczyszczania cieczy, ' / im |<1111«- ttern zastosowanie w ochronie środowiska. W medycynie węgiel akty wn y |< imate riałem , który s łuż y do detoksykacj i krwi. Kolumny sorpcy jne zawiei ające węgiel aktywny wprowadzane są w obieg krwi w krążeniu pozaust i o jowym. Stosowane są przy s i lnych zatruciach i przedawkowariiach leków. Dodatkowe opłaszczanie granulek węglowych przez membrany organiczne, zapobiega absorpcj i morfotycznych elementów krwi.

Sorjjcyjne właściwości węgla znalazły zastosowanie w produkcji opn

trunków. Przykładem takiego opatrunku jest ACTISOR.M lirrny Johnson& Johnson , o którym producent , p isze, że jes t, on połąc zeniem akty wne gowęgla ze srebrem. Nanoszenia srebra na powierzchnie węgla nadaje mu wlnś



. 1. 11 i l l i om n l . c r i a . l y w ęg l ow i ' i ko m p oz y t ow e

ciwości bakteriobójcze . Połączenie w jeden opatrunek węgla o dużych w łaś-c iwościach sorpcyjnych z węglem bakteriobójczym tworzy wysokiej jakościopatrunek. W tym wypadku w materia le opatrunkowym wykorzystano, nietylko jego właściwości sorpcyjne, ale również możliwości węgla związane zwymianą jonową na powierzchni . Utlenienie węgla , a następnie jego depro-toriacja tworzy doskonałe warunki do wymiany jonowej. Wprowadzenie napowierzchnię węgla srebra w miejsce protonów, a następnie wygrzanie go w.il mosferze reduk cyjnej sprawia, że pokryw a się ona met aliczn ym srebrem owłaściwościach bakteriobójczych [12 ,13].

Właściwości węgla aktywnego sprawi ły , że z powodzeniem wykorzysty-wany być może jako nośnik leku. Zdolności do sorpcji , a następnie do desor-pcji w warunkach określonego pil substancji organicznych, przy równoczes-nym braku szkodl iwego wpływu na organizm samego węgla sprawi ły , żeobok pol imerów resorbowalnych jest wykorzystywany do uwalniania niek-tórych leków. Właściwości powierzchni węgla aktywnego sprawiają , że możeon posłużyć do konstrukcji magnetycznych nośników leku wykorzystywa-nych w chemioterapi i . Magnetyczne nośniki leków stanowią grupę, którąmożna w polu magnetycznym przenosić w obręb chorej tkanki . Węglowecząsteczki stosunkowo łatwo integrują s ię z cząstkami meta lu (że laza) naskutek s i lnych oddzia ływań e lektrostatycznych. Takie węglowo - meta l icznekompozyty łączą w sobie zarówno możl iwości uwalniania leków, jak równieżmaja zdolność przemieszczania s ię w polu magnetycznym, a zatem dociera-nia do chorobowo zmienionych tkanek [14],

5 . .3 . W ęgi e l w ł ókn i s t y

Włókna węglowe są materia łem, który od ki lkudziesięc iu la t obecny jest wwielu dziedzinach techniki . Materia ł ten posiada szereg unikatowych właś-ciwości co sprawia, że l iczba dziedzin w jakich jest stosowan y stale w zrasta.Włókna węglowe, dla zastosowań technicznych charakteryzują s ię niską wa-ga jednostkową, wysoką wytrzymałośc ią i sztywnością , bardzo niskim współ -czynnikiem rozszerzalności termicznej, s tosunkowo dużym przewodnictwemelektrycznym i dużą odpornośc ią chemiczną. Te właśc iwości sprawi ły , żestanowią one strateg iczny materia ł w technice lo tniczej i kosmicznej i corazpowszechniej stosowane są w różnych dziedzinach przemysłowych i w prze-myśle sportowym, w budownictwie , w przemyśle motoryzacyjnym, energe-tyce i przemyśle meta lurgicznym. Materia ł ten, jak wspomniano wcześniej ,

stanowi również przedmiot za interesowań medycyny [15 ,16].Włókno węglowe, podobnie jak większość form węgla syntetycznego na-leży do faz, których właściwości modyfikować można w szerokim zakresie.



. ') .. '( . W ę g i e l w ł ó k n i s t y

Odpowiedni dobór parametrów procesu technologicznego oraz obróbki cheiniczncj węgla, wpływa na właściwości finalnego wyrobu. Włókna węglowesą c iąg le materia łem, którego potencja lne możl iwości zastosowań nie zosta łyjeszcze do końca wyczerpane. Tak dzieje się nie tylko w przypadku zas-tosowań w wie lu dziedzinach techniki , a le również w przypadku zastosowańwłókien węglowych w medycynie .

Włók na węglowe już od wie lu la t stanowią przedm iot za interesowań wieli i dziedzin medycyny. Pod pojęciem "włókna węglowe" kryją się materiały

o bardzo zróżnicowanych w łaściwościach ch emicznych i fizycznych . Jedy-nie niektóre z nich mogą być przydatne w medycynie . Piozgodność niate iia łów implantacyjnych związana jest z ich właśc iwościami f izycznymi i cheulicznymi. Jak w iadom o, w zależności od rod zaju prekursora i l.cinpci al iti \karbonizacji , włókna węglowe różnić się mogą stopniem upórzijdkowKiimstruktury, i lością i charak terem heter oatom ów obecnych w węglu om Imdową powierzchni . Mogą być otrzymywane jako wysokoi i iodulowy iiinlciinlo niewielkiej i lości heteroatomów i hydrofobowej powierzchni nic nmunw zależności od param etrów procesu technologicznego , stanowić t l logą bepost aciow ą fazę boga tą w tlen, o wysokiej aktyw ności i hydroli łowy III ch arakterze powierzchni.

Po raz pierwszy włókna węglowe zastosowano w końcu lat s iedemdziesiątych, zespół ortopedów pod kierunkiem Jenkinsa [17 ,18 , l !) | , który wykorzystał je z powodzeniem do rekonstrukcji ścięgien owiec. Bardzo o b i e c u j ą c ewyniki badań doświadczalnych sprawi ły , że materia ł ten stosunkowo szybko

wszedł do praktyki klinicznej [20,21]. Parametry mechaniczne protez węglowych wykonanych w postaci plec ionek znacznie przekraczały parametrymechaniczne naturalnych więzadeł i śc ięg ien. Niestety jednak następne lutaprzyniosły szereg niepokojących doniesień, z których wynikało , ze wloktmwęglowe wykorzysty wane w leczeniu więzadeł i śc ięgien były przyczyną •regu niebezpiecznych zjawisk następujących w wyniku oddzia ływania wińkien węglowych z żywym organizmem. Przyczyną niepowodzeń były, m.oka zało, n ie tyle sam e włók na, co ich niewielk ie fra gmen ty <|n:.l.aji)«v .u, wprzestrzenie stawowe lub do tkanek miękkich |22 - 2(>|.

Negatywne wyniki zastosowań kl inicznych protez więzadeł dotyczyłygłównie rekonstrukcji więzadeł krzyżowych kolana, przy stosunkowo korzystnych ocenach rekonstrukcji więzadeł pobocznych. Równolegle, wiele pracz zakresu badań mechanizmu oddzia ływania włókien węglowych z otoczęniem tkankowym prezentowało sprzeczne dane eksperymentalne . Koti l .ro

wersje doty czyły zachow ania s ię włókien w środowisku tkankowym. Wedługjednych autorów włókna węglowe w tkance miękkiej sprzyja ły wzrostowiwłókien kolagenowych, zgodnie z kierunkiem ułożenia samych włókien wę



I i ioi II;I I c n a l y w ę g l o w e I kum pozy t .owe

glowych, w wyniku czego z czasem następowała odbudowa wiązadła , o ce-cliacłi więzadła naturalnego. Badania ł i istopatoinorfologiczne wykazały, żeodtw orzon e wiąz adło zaw ierało drot)iny węgla w przestrzeniach m iędzy ko-ni" owych, natom iast samo więzadło (neowięzadło) składa ło s ię z włó-ku : k olagenow ych o uprzywilejow anej orientacji i nieco mniejszej gęs toś-ci ni/ , pierwotne więzadło naturalne. Według części autorów nie obserwo-wano transportu drobin węgla do węzłów chłonnych, czy innych organówwewnętrznych. Według innych natomiast , o toczenie tkankowe protez wę-g lowych po okresie obserwacji jednego roku wykazywało wzrost tkanki

ziariimowej i reakcję silna reakcję ciała obcego. Jednocześnie pojawiły siędoniesienia o obecności drobin węgla w przestrzeniach międzystawowych,zrywanie protez węglowych i transport fragmentów włókien poprzez rna-krolag i do najbl iższych węzłów chłonnych. Te informacje przyczyni ły s iędo tego , że po okresie entuzjazmu zaczęto s ię wycofywać z zastosowaniawłókien węglowych do leczenia więzadeł i śc ięg ien.

Większość prac dotyczących włókien węglowych w medycynie nie za-wiera jednak szczegółowej informacji dotyczącej rodzaju włókien użytych wdoświadczeniu tzn. struktury , zawartośc i heteroatomów, budowy powierzch-ni , s tanu chemicznego powierzchni i wnętrza . Równocześnie , większość au-torów wykorzystujących w swoich badaniach włókna węglowe pisze o nichjako o fazie; obo jętn ej, o właściwoś ciach zb liżonych do inertnych pos taciwęgla |22-26 | . Można zatem przypuszczać , że w doświadczeniach wykorzy-stywano włókna wysoko-krysta l iczne , które charakteryzują s ię odpornoś-

c ią na dzia łanie chemiczne i dużą kruchością . Wydaje s ię , że negatywnedzia łanie włókien węglowych na środowisko tkankowe wynika ze stosowanianieodpowiedniej formy węgla . Leczenie tkanek poddawanych naprężeniomprzy zastosowaniu kruchego , odpornego chemicznie węgla w postaci c ienkichwłókien powoduje podobne reakcje do tych jakie obserwuje s ię w przypad-ku innego rodzaju włókien, o rozmiarach zbliżonych do wielkości włókienwęglowych i podobnie jak one odpornych chemicznie .

W końcu lat osiemdziesiątych zaczęły ukazywać s ię doniesienia , z któ-rych wynika , że węgie l w postaci włóknistej jest materia łem, który z powo-i l /eniem może być wykorzystywany do leczenia ubytków tkanki chrzęstnej.Mmns i współaut. już w roku 1979 opubl ikowal i prace o leczeniu ubytkówtkanki chrzęstnej u królików [27]. Dalsze obiecujące doświadczenia przepro-wadzone przez tych autorów sprawi ły , że materia ł ten zosta ł przebadanyklinicznie w aspekcie leczenia tkanki chrzęstnej. Na ogól jest on polecany doleczenia niewie lkich ubytków tkanki chrzęstnej znajdujących s ię na bocznejpowierzchni stawu. Nowsze prace na temat, stosowania włóknistego węglado leczenia ubytków chrząst ki są znacznie bardziej optym istyczne. Podobn ie



• Y .t . W < ,' j ', i i' l w ł ó k n i s t y :i.iv

jak w przyp adku leczen ia przy pom ocy w łókien węglowych więzadeł i ścięgieri tak i w tym wypadku uwagę zwracają różne zdania autorów prac co dointensywności stanu zapalnego i reakcji komórek na rozproszone w tkancefragmenty włókien węglowych.

Negatywne doniesienia dotyczące rekonstrukcji więzadeł ko lana za po-mocą włókien węglowych sta ły s ię przyczyną spadku za interesowania włók-nistymi formami węgla dla medycyny w latach 80 tych. Z rynku amerykańskiego zosta ły wycofane niektóre wyroby implantacyjr ie zawierające włóknawę g l o we (PROPL AST - te f l o n wz ma c ni a ny wł ó kne m wę g l o wy m) . Ni e po wodzenia , jak s ię wydaje , wynikające z niewłaśc iwego dobrania Ibrmy materiaIn do leczonych tkanek nie przekreśli ły jednakże włókien węglowych w zaslosowaniach medycznych |'27,28j. W ostatnich latach pojawiły się doui<'sieniąo nowej generacji włókien węglowych dla celów medycznych. N a j c z ę ś e i e | w\mieniane są one jako doskonały m ateria ł zbrojący dla kompozytów wykorzystywanych w ortopedi i , pozwalający na znaczne ograniczenie w l e l k o n t i

implantów stosowanych w osteosyntezie oraz pozwalający na nie u I I W M I I H

implantu po okresie zrostu. Równocześnie włókna węglowe coraz < /.<;•.« iejpostrzegane są jako materia ł , który dzięki właśc iwościom powierzchniowymwykorzystywany być może jako podłoża hodowlane dla komórek i materia łydo leczenia ubytków tkanek.

Anal iza l i teraturowa tej tematyki wskazuje na dwie zasadnicze przyczyny niepowodzenia praktycznego wykorzystania włókien węglowych. Pic iwsza dotyczy dziedziny medycyny, która pierwsza próbowała wykorzystać

włókno węglowe - ortopedia , dla której włókno węglowe mogło stanowićinteresujący substytut więzadła lub śc ięgna. Wydaje s ię , że włókno węglowe z natury jako materia ł kruchy i zupełnie nieodporny na śc ieranienie było odpowiednim materia łem na tego rodzaju wyrób medyczny. Z te)' ,owzględu włókno węglowe poddane zosta ło najtrudniejszej próbie | ego upl ikacji . Zasadniczym przeznaczeniem włókna węglowego jest wzmocnieni !osnowy wykonanej z innego materia łu np. po l imeru. W takim / .a - . losowiniu zadaniem włókn a jest przenoszenie największych obciążeń przypadających na polimer, którego z kolei zadaniem jest ochrona samego włóknaprzed wycieraniem się i wykruszaniem. Z l i teratury przedmiotu wynika , zeżadne laboratorium na świecie zajmujące s ię tą tematyką nie przeprowadźi lo badań mechanicznych takich protez w warunkach pracy dynamicznej,ce lem określenia tzw. wytrzymałośc i zmęczeniowej przed podjęciem próbklinicznych.

Drugą przyczyną niepowodzeń, poważniejszą , by ło przeniesienie włokna węglowego z rynku technicznego na rynek medyczny, bez wcześniejszejpróby jego modyfikacji . Konsekwencją tego był zupełny chaos l i teraturo



: t : i 8 B i o m a t e r i a ł y w ę g l o w e i k o m p o z y t o w e

wy w zakresie opisu charakterystyki samych włókien zastosowanych w ba-daniach naukowych i eksperymentach na zwierzętach. Najczęściej charak-terystyka włókien węglowych użytych do badań zawężona była do poda-nia terminu "włókna węglowe", a jedynie sporadycznie podawano nazwęhandlową włókien, z której wynikało, że stanowią one produkt przezna-czony na rynek techniczny. Z perspektywy ponad trzydziestu lat, które mi-nęły od pierwszych nieudanych zastosowań włókien węglowych w medy-cynie można stwierdzić, że niejednoznaczne i często kontrowersyjne rezul-taty badań są konsekwencją braku informacji dotyczącej charakterystykilizy ko- chemiczn ej włók ien węglowych . W łókna w ęglowe traktowane byłynajczęściej jako jeden rodzaj biomateriału, o ściśle określonych właściwoś-ciach, które wynikają z samej nazwy "włókno węglowe". Jak wiadomo po-jęcie "włókno węglowe" odnosi się do szerokiej gamy dostępnych na rynkuhandlowym włókien o silnie zróżnicowanych właściwościach, w zależnościod technologii ich wytwarzania i przeznaczenia.

5 . 3 . 1 . W ę g i e l w ł ó k n i s t y A G H

W Polsce badania nad włóknami węglowymi rozpoczęto na początku lat80 tych w Katedrze Ceramiki Specjalnej Wydziału Inżynierii MateriałowejAkademii Górniczo-Hutniczej w Krakowie przy współpracy Akademii Me-dycznej w Warszawie.

Włókna węglowe otrzymane w KCS AGH stały s ię przedmiotem badań

biologicznych począwszy od 1982 roku. Prace badawcze prowadzone przezKnsia i współpracowników rozpoczęto od oceny toksyczności i kancerogen-ności włókien węglowych [29]. Testy toksyczności przeprowadzone na liniiPZ-32 ludzkich komórek diploidalnych wykazały brak jakichkolwiek zmianw hodowlach z włóknami węglowymi, które mogłyby świadczyć o cytotok-syczności badanego materiału. Natomiast kontrolę mutagennej (potencjal-nie kancerogennej) aktywności włókien węglowych przeprowadzono przyużyciu testu Amesa. Wykonane w Akademii Medycznej w Warszawie testynic ujawniły mutagennego działania włókien węglowych dla bakterii, a za-tem kancerogennego dla organizmów żywych.

Padania doświadczalne rozpoczęto od odtwarzania przedniego więzadłakrzyżowego u królików, a następnie rekonstrukcji więzadeł pobocznych ko-lana. i zszywania uszkodzonej łąkotki kolana u królików [29]. Równocześniew innych ośrodkach medycznych, a także weterynaryjnych podjęto badania

nad stosowaniem plecionek węglowych do zszywania przerwanego ścięgnaAchillesa oraz zszywania tkanek miękkich u zwierząt przy zastosowaniu niciwęglowej |29 -39].



5 . 3 . W ę g i e l w ł ó k n i s t y .141

Rys. 5.1. Operacja chirurgiczna z zastosowaniem włókien węglowych At ill, pi/iprowadzona w Akademii Medycznej w Warszawie.

Wyniki badań doświadczalnych z włóknami KCS- AOII wykazały , /< materiał ten może być stosowany do rekonstrukcji okołostawowych, do ••/yelntkanek miękkich oraz uszkodzeń ścięgna Achillesa. Natomiast nie je:.| /alecany do rekonstrukcji śródstaw owych . Z innych zastosowali klinicznychnależy wymienić stosowanie ic ł i w leczeniu ubytków pooperacyjnych tkankikostnej [37], w zespoleniach żuchwy, w których włókna stosowano w postaciwłóknin węglowych. Równocześnie prowadzono na szeroką skalę badaniunad możl iwością zastosowania włókien węglowych w weterynari i . Włókna

węglowe po wie lu ser iach badań doświadczalnych sta ły s ię przedmiotembadań kl inicznych, w ramach tych badań są aktualnie stosowane w ki lkuszpitalach i klinikach w Polsce.

Uys. 5.2. ()l>rnz histologiczny więz adła psu, leczonego włókna mi węgle iwy mi A< ) 11,I miesiące od opornej i. Barwienie ll&.K. Powiększenie l'.!()x |3!)|.



.'M O i M i o m a t . e r i n l y w ę g l o w e i k o m p o z y t o w e

Na początku lat dziewięćdzies iątych badania doświadczalne objęły opróczplecionek węglowych, także różnej grubości włókniny węglowe;. Tą formęwęgla zastosowano z powodzeniem do leczenia ubytków tkanki chrzęstneji tkanki kostnej. Materiały węglowe otrzymywane w AGH przeszły wszyst-kie etapy badań jakim poddaje s ię tworzywa implantacyjne i już od wielulat stosowane są w badaniach klinicznych.

R i o z g o d n o ś ć w ł ó k i e n w ę g l o w y c h

()dpowiedź tkankowa na węgiel włóknisty była przedmiotem wielu prac ba-dawczych, jednakże do dnia dzis iejszego opinie dotyczące jego biozgodnościsą podzielone. Węgiel włóknisty postrzegany jest najczęściej jako materiałodporny chemicznie, charakteryzujący s ię toksycznymi produktami biode-gradacji. Inne, mniej liczne prace, zwracają uwagę na unikatowe zdolnościwłókien węglowych, jako materiału stymulującego proces naprawczy tkanek.

Ocena biozgodności włókien węglowych jest zagadnieniem skompliko-wanym i wymagającym szczegółowych badań, zwłaszcza w zakres ie proce-sów ich biodegradacji. Wynika to, zarówno z natury samego węgla, właści-wości włókien węglowych i ich formy. Węgiel charakteryzujący się dużympowinowactwem do tlenu, tworzący niekiedy otwartą sieć porów, dodatkowoobdarzony ładunkiem, ulega w żywym organizmie powolnym zmianom che-micznym, które wpłyną na odpowiedź tkankową.

Włókna węglowe są materiałem o strukturze zbliżonej do grafitu, która

kształtuje się w wyniku karbonizacji prekursorów organicznych. Zasadniczaróżnica pomiędzy strukturą grafitu a włóknami węglowymi polega na stop-niu uporządkowania atomów, które w przypadku włókien występuje jedy-



5 . 3 . Wę g i e l w ł ó k n i s t y . 14 1

nie w płasz czyźn ie warstwy. Właściw ości fizyczne i chemicz ne włókien węglowych kształtowane są przez ich strukturę. Wyidealizowany proces stopniowego porządkowania struktury włókien węglowy*'li, w wyniku działaniatemperatury pokazuje rysunek 5.3.

Jak wynika z pokazanego schematu, wzrost temperatury obróbki sprzy-ja przestrzennemu porządkowaniu się struktury włókien węglowych. Wicikość obszarów krystalicznych we włóknie można określić poprzez pomiarwielkości krystalitów, w odpowiednich kierunkach krystalograficznych. Rozmiar koherentnego krystalitu, w strukturze włókien węglowych opisywanyjest tzw. szerokością krystalitu {L a-kierunek wzdłu ż warstw pods tawow ychgrafitu) i wysokością krystalitu (L c-kierunek prostopadły do warstw podstawowych) . Te parametry charakteryzują mikrostrukturę pol ikrystal icznego włókna węgloweg o, podc zas gdy odległość międ zy pods tawo wym i pin ,,•czyznami struktury grafitu doo2 odpowiada parametrowi strukturalnemuwłókien, mierzonemu w kierunku [002] heksagonalnej komórki grafit ,u

Analiza odpowiedzi tkanek na włókniste wszczepy węglowe, w polip <riiu z analizą odpowiedzi biomateriału na środowisko biologiczne wskazuje,że różniące się mikrostrukturą włókna węglowe indukują różną odpowiedzkomórkową [41,42,43].

Włók na nisko-karbonizowane (1100° C) indukują odpowiedź, która charakterystyczna jest d la materiałów biozgodnych, natomiast włókna wysokokarbonizowane (2700° C) wywołują reakcje w organizmie, których przebiegświadczy o braku ich zgodności z tkankami podskórnymi królika.

Obie grupy włókien (biozgodne i niebiozgodne) różnią się parametrumi struktury i mikrostruktury (porównaj tab. 5.1); włókna biozgodne charakteryzu ją się słab o uporządkow aną strukturą i określane być mog ą pikowęgiel amorficzny, natomiast włókna niebiozgodne są materiałem o strukturze posiadającej uporządkowanie dalekiego zasięgu i są tzw. węglem gmfitowym [44]. Wyniki badań wskazują zatem, ze stopień uporządkowaniastruktury węglowej jest parametrem decydującym o charakleize mlpowu d itkankowej na włókna węglowe.

T e m p e r a t u r ao t r z y m y w a n i a

Po w i e r z c h n i awłaściwa,

O d k s z t a ł c e n i ed o z e r w a n i a

Paramet ry mikroHtr i ikl ury 1 »<llegi ość między plan/,czy/, i u >wn,

1° c i [ m 2 /s l [%1 Lc, A La, A it()l)J, A

1100 1.3 ± 0.1 3.8 10.6 ± 0.4 3.59

1400 1.1 ± 0.1 3.2 11,4 ± 0.8 3 . 5 5

2 7 0 0 0.4 1 ± 0.03 1.8 50,2 ± 2,8 127 ± 8.9 3.37

Tab. 5.1. Właśc iwości fizyczno i strukturalne włóknistyc h implantów węglowych.

Włókn a węglowe wysoko karbonizowane są materiałem, którego parametrychemiczne i f izyczne nie ulegają zmianie w wyniku oddziaływania ze środo



• M U i B i o m a t e r i a ł y w ę g l o w i' i k o m p o z y t o w e

wiskiem bio log icznym. Włókn a te jedynie ulegają fragmentacji, w wynikuktórej do środowiska tkankowego dostają s ię fragmenty włókien o różnejwielkości. Drobniejsze cząstki, których na ogół jest niewiele, dostają się downętrza komórek fagocytujących i wędrują poza obszar implantacji , naj-prawdopodobniej do miejscowych węzłów chłonnych. Większe fragmentywłókien pozo stają w m iejscu wszczepu jednakże, są jak wykazano w bada-niach bio log icznych, s łabo związane z tkankami i wydaje s ię możl iwe ichprzemieszczanie s ię w żywym organizmie w krańcowych przypadkach, pop-rzez naczynia krwionośne lub l imfatyczne. Jest zatem oczywiste , że włóknate nie nadają się do leczenia tkanek miękkich [41,4'2,43|.

Inaczej ma s ię sytuacja w przypadku włókien nisko-karbonizowanych.Wiele doświadcz eń opisywan ych w l i teraturze i badań własnych potwier-dza przypuszczenia , że włókna węglowe lub ich fragmenty mogą stanowićpodłoże do kierunkowego narastania tkanki łącznej [45]. Z tą teorią pozo-stają w zgodzie wyniki badań parametrów mechanicznych włókien odzys-kanych z tkanek zwierzęcych, których wytrzymałość wzrasta ki lkakrotniew porównaniu z wyjśc iowym włóknem, a wraz z nią wzrasta odkszta łceniezniszczenia czy l i e lastyczność włókna.

Badania wskazują , że o biozgodności włókien węglowych nisko-karboni-zowanych decyduje oddzia ływanie włókien ze środowiskiem bio log icznym napoziomie atomowym. Procesy takie jak utlenianie włókna zaczynające s ię odjego wnętrza , w wyniku którego ulega ono fragmentacji tworząc drobiny ule-ga pice się trawieniu wew nątrzkom órkowem u i stając się równocześn ie coraz

bardziej dostępne dla płynów ustrojowych sprawiają , że włókno integrujesię ła two z otaczającymi tkankami i jest z nimi biozgodne.

Inaczej przedstawia s ię sytuacja w przypadku włókien wysoko-krysta-l icznych. Dobrze zorganizowana struktura grafi towa jest mniej podatna nadzia łanie płynów ustrojowych niż włókna nisko-karbonizowane, w związkuz czym materia ł taki nie wchodzi w reakcje z o taczającym środowiskiem,natomiast występujące w tkankach naprężenia powodują jego fragmentacjewzdłuż osi włókna.

Bruku biozgodności z włóknam i wysoko-karbonizowanymi należy s ię do-szukiwać w oddzia ływaniach f izycznych jakie mają miejsce pomiędzy krys-ta l icznymi , odpornymi chemicznie włóknami i środowiskiem bio log icznym.W l i teraturze opisywane są przypadki tzw. kancerogenności c ia ła obcego ,wyn ikającej nie z jego właś ciwości ch emiczny ch lecz fizycznych [46,47] ta-kich jak kszta ł t , wie lkość , ładunek powierzchniowy i inne. Kancerogenna

reakcja na c ia ło obce obserwowana była w przypadku materia łów posia-dających biozgodno powierzchnie . Podobna sytuacja ma miejsce w przy-padku wysoko-karbonizowanych włókien węglowych. Powierzchnia włókien



, ' ( . W ęg i e l w ł ókn i s t y

wysoko-karboriizowanych jest z punktu wid/,cnm, chemicznego bardzo zbliżona do powierzchni biozgodrtych wysoko-zor ientowanych warstw w ęglowych,.lest to zapewne przyczyną bardzo zróżnicowanej odpowiedzi tkankowej, wktórej obok zjawisk świadczących o biozgodności materiału (zmniejszaniasię grubości torebki łączno-tkankowej) obserwuje się zjawiska świadczące ojego toksyczności .

Wyniki badań włókien węglowych, o modyfikowanych powierzchniach,w warunkach in vitro oraz in vivo wykazały, że odpowiedź komórkowa zale-

ży od chemicznej budowy ich powierzchni. Utlenienie powierzchni włókienwęglowych w ciekłym utleniaczu zmienia charakter powierzchni węgla na alilatyezny. Na powierzchni występują ugrupowania chemiczne, takie jak gi n

py karboksylowe lub fenolowe i trudniejsze do zidentyfikowania układy, wktórych węgiel tworzy z tlenem po dwó jne lub pojedyn cze wiązania ' )beiność grup tlenowych na powierzchni włókien węglowych indukuje w tkalikaeh żywą odpowiedź komórkową wyrażającą się intensywną lagocylo, , )i szybk im procesem n aprawczym [41,43].

Na rysunku 5.4. przedstawiono porównanie intensywności f a goe yto / sobu rodzajów włókien. Intensywność fago eytozy (obliczona w oparciu o annlizę preparatów histologicznych) wyrażona jest w ilości makrolagów, czylikomórek fagocy tującyc h, zawierających w cytop lazm ie materiał węglowy,znajdujących s ię w otoczeniu wszczepów.

Rys. 5.4. Porównanie intensywności fagoeytozy (wyrażonej, w ilości inakrofiigó w/i nn r), w zależności od czasu iniplantaeji, włókien węglowych wyjsciowych (nut) i włókien węglowych utlenianych (ut) [43|.

Wokół obu rodzajów wszczepów tworzyła się torebka z tkanki łącznej, od i

zolowująca miejsce iniplantaeji włókien węglowych od pozostałych tkanek



1 5 i o i r m 1 c i i n . l v w ę g l o w e i k o m p o z y t o w e

Otoczka z tkanki łącznej tworząca s ię wokół implantów uważna bywa zamiarę biozgodności materia łów, grubość tej o toczki jest odwrotnie propor-cjonalna do biozgodności materia łu. Otoczki z tkanki łącznej obserwowanow przypadku obu grup włókien. Natomiaist torebki wokół włókien utlenia-nych, w trakcie doświadczenia wyraźnie zmniejsza ły swoją grubość aż docałkowitego ich zaniku. W przypadku tych ostatnich obserwowano w koń-cowej częśc i doświadczenia , bezpośrednie stykanie s ię tkanki mięśniowej zfragmentami włókien węglowych. Grubsze torebki odnotowano w przypad-ku włókien nie utlenianych, utrzymywały s ię one do końca doświadczeniaw niezmienionej postaci .

Szybsza zabudowa, pojawianie s ię z iarniny , a następnie tkanki łącznej,włóknistej występowała w przypadku próbki utlenianej, w próbce nie pod-danej utlenianiu odnowa była wyraźnie wolniejsza . Szybkość procesu na-prawczego , z i lustrowano w oparciu o i lość f ibroblastów pojawiających s ięw okol icy wszczepów węglowych. Na rys. 5 .5 . przedstawiono przeciętną l i -czebność f ibroblastów (komórki tkanki łącznej) , obserwowaną w p reparatachhisto log icznych zawierających włókna węglowe.

6

5

4

3

2

1

7 dn i 30dn i 90dn i 150dn i 210 dn iHys. 5.5. Porównanie ilości fibroblastów (1000/mnT 2), w otoczeniu włókien węg-

lowych wyjściowych, karbonizo-wanych w 1200° C (nut) i włókien utle-nianych, po karbonizacji (ut).

Ihulania bio log iczne włókien węglowych wykazały , że odpowiedź tkankowana wszczepy włókniste za leży od chemicznej budowy powierzchni [41-43j.

Włókna utleniane posiadają na swej powierzchni ugrupowania chemi-czne, które mogą wpływać na intensywność fagoeytozy . Równocześnie po-wierzchnia włókien węglowych, poddana obróbce utleniającej, s taje poro-

wata i nierówna, co z pewnością również sprzyja intensywności tego pro-cesu. Obróbka utleniająca zmienia mikrostrukturę i powierzchnię rozwinię-c ia , w związku z czym w środowisku bio log icznym powierzchniowe warstwy



5 .. J. W ę g i e l w ł ó k n i s t y

włókien ulegają destrukcji uwalniając drobne fragmenty, wielkościiuni od-powiadające komórkom fagocytującym. Kagocytoza przebiegu tak długo jakdług o mate ria! u lega rozpadowi ria drobne fragmenty. Natomiast , te częściwłókna, które nie ulegają fragmentacj i s tanowią podłoże dla odbudowującejsię tkanki.

Indukowana przez t lenowe grupy funkcyjne wysoka aktywność komórkowa wyraźnie wpływa na szybkość procesu naprawczego. W następstwienas ilonej fagoeytozy w miejsce wszczepu napływają komórki tkanki łącznej

- f ibroblasty. Makrofagi fagocytujące materiał węglowy wydzielają czynnikwzrostu f ibroblastów, w ten sposób intensywność fagoeytozy może pośredniowpływać na szybkość odbudowy uszkodzonej tkanki |43 | .

Do tej pory włókniste formy węgla uznawane były za materiał meliny,z punktu widzenia reakcj i komórek. Dlatego też s tosowany był głównie Inni,gdzie poż ądan a jest trwałość i brak reakcji komórkowych, czyli np w materiałach dla kontaktu z krwią.

Włóknista forma węgla jes t materiałem implaritacyj i iyin , o du/\ i l i potencjałnych możliwościach. Wynikają one z natury powierzchni węgla, ktorą modyfikować można w szerokim zakres ie. Właściwości węgla s twarzająmożliwości nanosze nia na powierzchnie nie tylko ugrupowali t lcnowo hydroksylowych (tożsamych z występującymi w białku) , a le również modyfikacj i drogą wymiany jonowej i wprowadzania na nie kat ionów lub anionówatrakcyjnych dla zastosowań medycznych. Włókna węglowe w postaci izotrop ow ego , t ró jw ymiarow ego tw oru zw an ego p otoczn ie w łók n in ą w ęg low ą ,

wydają s ię być najbardziej przyszłościową formą węgla włóknistego z punktu w id zen ia zas tos ow ań med yczn ych .

Hys. f).(>. Mikroskopowy obniż włókniny węglowej, produkcji K('S A( ill l'ow.



l ł i o i i i ; i t e r i n .| y w ę g l o w e i k o m p o z y t o w e

Zr względu na budowę przestrzenną materiały te z powodzeniem stosowa-ne być mogą do leczenia ubytków tkanek. Włókniny węglowe tworzą układotwartych porów, które umożliwiają penetracje komórek w głąb materiałui odtwa rzanie tkanki w całej objętości imp lantu węglowego. Otwar ta ar-chitektura przestrzenna, w powiązaniu z specyficznymi właściwościami po-wierzchniowymi, czyni tę formę implantu węglowego przydatną do leczenianic tylko ubytków tkanek, ale i narządów. Włókniny węglowe opracowane wl\< 'S A(i 11 są z powodzeniem wykorzystywane do leczenia tkanki chrzęstnej,

miękkiej i kostnej. Ich właściwości sprawiły, że materiały te coraz częściejbrane są pod uwagę jako nie resorbowalne podłoża tkankowe do hodowlikomórkowych in vitro lub leczenia ubytków tkanek, czyli tworzenia podłożytkankowych stosowanych w warunkach in vivo [48,49,50,51].

Hys. 5.7. Mikroskopowy obraz tkanki kostnej regenerującej się na podłożu zwłókniny węglowej, 6 tygodni po iniplantaeji. Pow. 200x.

Podłożami tkankowymi nazywa się biomateriały, które stanowią przedmiotzainteresowania interdyscyplinarnej dziedziny jakąjest inżynieria tkankowa.I )ziedzina ta znana od przeszło 10 lat zajmuje się odtwarzaniem tkanek woparciu o podłoża z tworzyw sztucznych.

Rozwój inżynierii materiałowej sprawił, że w ostatnich latach pojawiłyię liczne doniesienia o stosowaniu podłoży ze sztucznych tworzyw zawie-

rnpjeyeh hodowlę komórkową (celi- biomateriał construct), do leczenia nietylko ubytków tkanek, ale również narządów i naczyń krwionośnych [50,51].

Wydaje się zatem, że w dobie licznych ograniczeń z jakim styka się dziśtransplantologia, jak również wielu niedostatków, jakimi obarczone są sztu-

czne tworzywa implantacyjne, przyszłość należeć będzie do implantów sta-nowiących kompozyty; sztuczne tworzywo - naturalna tkanka, odtwarzającasię w oparciu o komórki pacjenta.



H i b l i o g r a l i a MV


|1] Bansal R.C h., Don net J.B. Stoeokli I '.: Acl.wc ('arbon, Marcel Dekker,Inc. New York, 1988

|'21 Ryu S.K.: Actwated Carbon Jibers, porę structure and properties. Mxten. Abs. Symp. Tokyo,116, 1998

[3] Kroto H.W.: C 60 Buckminsterfullerene. Naturę, 318, 162-163, 1985

[4] Kroto W., Allaf A.W., Balm S.P.: C 60 Buchminslerfullen-nr. CliemRev. 1991, 91, 1213-1235.

[5] Dresselhaus M.S., Dresselhaus G., Eklund P.G.: Science of hillriem ••

and Carbon nanotubes. Academic Press, San Diego, (!a, 199(1

[6] Donnet J.B. , Wang T.K. , Johnson M. , Moigne C.L: IMlen nc, Cm fumand Diamond. Exten. Abs. Symp., Tokyo,116, 1998

[7] Benson J.: Elemental carbon as a biomateriał. J. Biom ed. Ma tei l(<Symp. 1971 2, 41-47.

[8] Bokros J.C., Atkins R.J., Shim II.S., Haubold A.D., Agarwal N.K.Carbon in prosthetic devices , in Petroleum Derived Carbons. ed. M.l,Deviney, American Chemical Society, Washington, D.C., 1976.

[9] Cowland F.C., Lewis J.C.: Vitreous carbon - A new form of carbon,

J.Mater.Sci .2 , 507-512,1967.

[10] Jakubiak J., Rozploch F.: Zastosowanie materiałów willowych it> medycynie ze szczególnym uwzględnieniem węgła szkłopodidrneyo Pioniineralizacja i Biomateriały. PWN, Warszawa 1991.

|11] Freitas R.A. Jr.: Ezploratory design in medical nanolecluiology a mechanical artificial red celi. Artificial Cells, Blood Substitute;. , and Immobil. Biotech. 1998, 26, 411 - 430.

(12) W ang Y.L., wan Y.Z., Dong X.H., Cheng G.X., Tao II.M., Wen I V .Preparation and cha.racterizaii.on of antybacterial wiscosc - hased aeli

vated carbo n Jiber supporting siluer. Car bon , 19! 18, 36, 15 67 - 1571

113] Li ('li.Y., Wari Y.Z., Wang Y.L., Wang J., Jiang X.Q., lian L.M.Antibacl.eri.al pilch hased actwated Jiber supporting siloer. Carbon,1998, 36, 61 65.



• 118 . i B io m a te r i a ł y w ęg lo w e i k o i t i p o z y to w e

114| lludge S.lt. , Kurz T.L., Vessely CML, (Jatterali L.G.; Wiliamsori D.L.:Preparation, characterization, and performance ofmagnetic iron - car-bon composite microparLicles for chemotherapy. Biomaterials, '2000,21, 1411-1420.

15] L?okros J.C.: Carbon biomedical denices. Carbon, 1977, 15,355-371.

lii] D on net J.B.: Bansal R .Ch. Carbon fibrę. 1990, Marcel Dekker, INC.New York, Basel.

17| Jerikins D.H.R.: The repair of cruciate ligam.ents with flezible carbo nfibrę, J.Bone Jt.Surg.60-B, 520- 522, 1978,

I8| Jerikins D.H.R., Parkington R. Proc.71 BES Sc. Meeting, Keele, Uni-versity, UK, 1978

)| Jerikins D.H.H.: Ligament Induction by Filarnentous Carbon Fibrę.Cli. Orthop. 1985, 197, 86 - 90.

201 Mendes D.G. Roffman M. Soundry M.P.: Composite ligament madeof carbon fiber braids, Biomaterials and clinical applications. ElsevierPublishing BV, Amsterdam, 241-246, 1987.

'.!l| Shea J.J.: Alloplastic materials for otologic reconstruction, Transac-t.ion, 4th, Annual Mee ting of the Society for Biomaterials, San A ntonio,123,1978.

Neugehauer R., Burri C.: Carbon Fiber ligam.ent Replacem ent in Chro-me Knee Instability, Clin.Orthop., 196, 118-123,1985.'

231 Mendes D., Iusirn M., Angel D., Rotem A., Mordehovich D., Rof-fman M., Lieberson S., Boss J.: Ligament and tendom. substitutionwith composite fiber strands. J. Biomed. Mater. Res. 1986, 20, 699.

241 Mendes D., Soudry M., Anngel D., Grishkan A., Roffman M.: Carbonnconstruction in the arterior cruciate deficient knee. Orthopedics ,1985, 8, 1244 -1249.

251 Strower A.10., Firer P.: The use of carbon fibrę implants in arteriorcruciate rec onstruction of the knee. Clin Ortho p. 1985, 196, 88 - 98.

|26| Becker II.P., Rosenbaum D., Zeithammel C., Gnann R., Bauer G.,

Gerngross II., CJhics L.: Tenodesis uersus carbo n fibers for repair ofankle l/igarnents; a. clinical comparison. Clin Orthop., 325, 194-202,1996.



H i b l i o g n i l i n ,

|27| Miruis R.J., Munclc D.S.: Mechan ical and hisloloyicnl nspousc oj furbon Jibres padu implant,ad in the rabini patclła. nioiniiterials, 10,273276.1979

|28| Brittberrg M., Faxeri E., Peterson L.: Carbon Jiber scaffolds in linLreatment of earły knee osleoarthritis. A prospective Ą - year follow upof 37 patients, Glin.Orthop., 307, 155-64, 1994.

|29| Kuś W.: Badania doświadczalne n ad zastosowaniem włókien węgło

wych w operacjach odtwórczych narządu ruchu. Praca habil i tacyjna,Akademia Medyczna, Warszawa, 1986

[30] Górecki A., Kuś W., Błażewicz S., Chłopek .1., Powroźnik A Mo-liwości zastosowania materiałów węglowych w chirurgu mu ifiliiin i nchu. Chir. Narz. Ruchu, 0rtop.l990, 55, 131-138.

[31] Górecki A., Kuś W.: Przydatność włókien węglowych w ;i<ul-ilawnwych rekonstrukcjach przedniego więzadła krzyżowego slnwu kidmiowego. Akademia Medyczna, Warszawa, 1983

(32| Kuś W., Górecki W., Powroźnik A.: Zastosowanie, materiałów wcyłowych w medycynie. Red. R. Pampuch, Włókna Węglowe, A(i11. Kraków, 1986

[33] Kuś W.: Biom.ateriały węglowe w medycyn ie. Agencja PoligraficznaWydawnicza, Karniowice, 1995

|34] Górecki A., Kuś W.: Własności włókien węgłowy ch w badaniach dir.wiadczalnych i praktyce klinicznej. Mat.IV Międz. Symp ()biaz<nSportowych kolana, Zakopane, 12-16, 1983.

|35] Pampuch R ., Błażewicz S., Chłojjek .). , Górecki A., K II W Nowt•materiały węglowe w technice i •medycynie. PW N , W ais /aw a, I9HH

|36] Górecki A., Kuś W., Błażewicz S., Chłopek .1., Powroźnik A , PykałoR.: Węglowa proteza więzad ła krzyżowego przedniego w badaniachdoświadczalnych , Kolano 1991, 1, 90-94.

|37| Cieślik '1'., Pogorzelska-St.ronczak B., Szczurek Z., Sabat I).: Obscrwa

cje nad wpływem włókniny węglowej na gojenie tkan ki kostnej w ubyt.kuch pooperacyjnych wyrostków zębodołowych szczęk. III Koni. Pioinateriały Węglowe, Rytro, 23-28, 1992



:i .r)0 M i o i i ia l c r i al y w o l o w e i k o m p o z y t o w e

|38| Cieślik 'I'., Pogorzelska-Stronczak H., Szczurek Z., Roszkowska R., Sa-bat, D.: Ocena gojenia ubytków kostnych żuchwy wypełnionych 'włók-niną węglową nasyconą hydroksyapatytem u królików, Inżynieria Ma-teriałowa, nr.2, 16, 1998

|39| Silrnanowicz P.: Badania nad przydatnością materiałów węglowych wpraktyce chirurgicznej, Praca habilitacyjna, Akademia Rolnicza, 229,Lublin, 1999

| l(l| Pokros J.C., Lagra nge L.D., Sch oen F.: Control of structure carbonfor use in bioengineering, Chernistry and Physics of Carbon, vol 9Marcel Dekker , New York, 1972 .

[•111 Zamorska L., Żołnierek M., Nowak B., Menaszek E., Błażewicz M.,Pamuła E.: Odpowiedź tkankowa na wszczepy węglowe w mięśniuszkieletowym szczurów, Padania histoenzymatyczne i morfologiczne,I Konferencja Biomateriały w Ochronie Zdrowia i Środowiska,Kraków, AGH, 1994.

| 121 < Czajkowska B., Błażewicz M.: Phagocytosis of chemically modified ca-rbon materials, Biomaterials, 1997.18, 69 - 74.

| I3| Zamorska L., Błażewicz M, Papież M., Żołnierek M., Nowak B.: Th eregeneration and tissue response to carbon implants in rat skełetałmus cle, Molecular and Physiological Aspects of Regulatory Processof the Organism, Materials of 7th International Symposium of PolishNetwork of Molecular and Cellular Biology UNESCO/PAS, ed. byII.Lach, Cracow, Poland, 134,1998.

| I l| Terminologia zalecana dla opisu węgla jako ciała stałego. Polskie To-warzystwo Grafitowe, Toruń - Bachotek 1999.

115| Kuś W.M., Górecki A., Strzelczyk P., Swiąder P.: Carbon fiber scaf-folds in the surgical treatrnent of cartilage lesions Ann. Transplant1999, 1, 102 - 102

| l(i| Pisc hoir F., Bry son G .: Carcinogenesis through solid stale surfaces.

Prog. Exp. Timor Res. 1964, 5, 85 - 133.

| I7| Pat.es R.R., Klein M.: Imporl.ance of srnooth surface in carcinogenesisby płastir Jiłm. J.N .C.I . I!)66, 37. 145 - 151.



5 . 'l P o w ł o k i w ę g l o w i ' w m e d y c y n i e

| 18| Cieślik T., I'ogorzels ka-S t, ronczak li.: Iśilkidclmn oceno ubytków ko.4c.i

wyrostków zębodolowych szczęk, w obecności wlokuniy węglowe/. Kinmate riały węglowe i ceramiczn e. M at. Koni. ACI1, Kraków, 1995, 35- 37.

[49| Ueda Minoru, Surni Yukio, Mizuno llirokazu, Honda Masaki: '1'ISSII.I

engineering for maxillofacial surgery, Mat. Sc i. Eng. 2000 , 1 -2, 7- 14.

|50] Kim Byung- Soo, Mooney David J.: Deueloprnent ob. Bioconipalible

synthetic eztracellulcir matrices for tissue. Trends Biotech. 1998, 5,224 - 230.

[51] Sundararajan M., Howard M.W.T.: Porous chitosnn scufjold foi lis.-.niengineering. 1999, 12, 1133 - 1142.

5 .4 . P o w ł o k i w ę g l o w e w m e d y c y n i e

Powłoki węglowe stosowane są w medycynie już od wielu lat, u ieli zainteiesowanie i znaczenie dla medycyn y w yraźnie wzrosło wraz z opanowaniem technik wytwarzania powłok o strukturze diamentu. Węgiel w postaci powłok,warstw i cienkich hlmów wytwarzany jest metodami fizycznymi i chemicznymi, w różnych postaciach krystalicznych, takich jak grafit, diament, węgiel

szkłopodobny, węgiel amorficzny, węgiel turbostratyczny. W zależności odstruktury węgla naniesionego w postaci warstwy, jak i sposobu jego wytwarzania ma on swoje własne nazwy oznaczenia w piśmiennictwie. Spośródwęgli stosowanych w medycynie można wymienić t.j. węgiel pirolityezny typu LTIC (Iow- temp eratur e isotropic carbon, niskotempera turowy piiolilyczny węgiel izotropow y), węgiel ULT1C (ultra low-temperal.iire isnl topu < ubon, ultra-niskotemperaturowy węgiel izotropowy), węgiel I *V1 >< ' (plis u nlvapor - deposite d c arbon, węgiel otrzyma ny met odą li życzmy ,o od parowunia) oraz węgiel DLC (diamon d - like carbon, węgiel diamentop odobn y lIch właściwości i sposoby wytwarzania przedstawione zostaną w dalszejczęści rozdziału. Sposób wytwarzania węgla w postaci powłoki ma zasadniezy wpływ na jego właściwości użytkowe. Węglem pokrywa się prali ty

cznie wszystkie grupy materiałowe (metale, stopy, ceramika, materiały oigariicznc), a w odniesieniu do zastosowań medycznych szczególne znaczeniemają różne formy implantów do zastosowań kardiochirurgicznych, którychpowierzchnia pokryta węglem pirolitycznym charakteryzuje się nictroiubogennością. Wśród chorób serca znaczące miejsce zajmują wmly zastawek,



•i'>" 1 . i B i o m a t e r i a ł y w ę g l o w e i k o m p o z y t o w e

z uwagi na to, że substratem, z którego uwalniany jest węgiel najczęściej jestjakiś związek chemiczny. Zakres otrzymywania węgla LTIC, w za leżności odrodzaju prekursora węglowego, wynosi od 800-1500° C. Technika wytwarza-nia , jak i warunki wpływają s i lnie na strukturę i mikrostrukturę wytworzo-nych węgli typu LTIC.

Mikrostruktura większości węgli pirolitycznych charakteryzuje się lami-narną budową, zbl iżoną do grafi tu, jednakże wie lkość obszaru uporządko-wania (krysta l i tów) za leży s i lnie od warunków wytwarzania takich węgl i , aprzede wszystkim od temperatury . Większość węgl i piro l i tycznych charak-

teryzuje s ię tak zwaną strukturą turbostratyczną [4 | . W przypadku dobrzewykszta łconej struktury grafi towej warstwy węglowe ułożone są względemsiebie równoleg le , według określonej sekwencji typu ABAB, natomiast wstrukturze węgla turbostratycznego taka sekwencja nie występuje . Procesorganizacji struktury i mikrostruktury zachodzi g łównie w wyniku ogrze-wania w podwyższonej temperaturze . Uproszczony diagram zmian mikro-strukturalnych towarzyszących obróbce termicznej takich węgl i pokazanyjest rui rys. 5.9.

san poc;ąkowy

i L y — ^ . . i LT

1000 1500 2000 2500 2900 °C

Hys. 5.!). Zmiany rnikrostrukturalne towarzyszące obróbce termicznej węgla piro-litycznego.

Rysunek ten przedstawia stadia stopniowej organizacji mikrostruktury węg-lowej, która w zakresie temperatur powyżej '2300° C jest si lnie anizotropowa.W tem perat urze 1000° C i niżej osad pirowęgla zbudow any jest z niewielkichkrysta l i tów, w obrębie których występuję uporządkowanie bl i skiego zasięguodpowiadające w przybl iżeniu strukturze grafi tu. Pomiędzy małymi krys-

talitami występują obszary silnie zdefektowane, określane jako granice rnię-dzykrysta l i tow e i pory . Wielkość obszarów uporządkowanych wzrasta wraz



5.'l P o w ł o k i w ę g l o w i ' w m e d y c y n i e

•/<• wzros tem temp eratury, eo demon struje diagram. W grupie węgli pi roi i tyeznyeh wyjątkiem jest właśnie węgiel typu LTIC, którego mikrostruktura w;la l>ym stopniu ulega porządkowaniu pod wpływem temperatury i nawet po

obróbce wysokotemperaturowej krysta l i ty są względem siebie zorientowanew sposób przypadkowy (izotropowo), stąd poch odzi nazwa tej formy węgla,niskotemperaturowy węgie l izotropowy. Nazwa ta jest niefortunna, z uwagina to , że temperatura jego wytwarzania nie jest mała (800-1500° C), jeduakże z uwagi na odróżnienie od grafitów pirolitycznych, które wytwarzane

:;n. w zakresie temper atur y pow yżej 2000° C, jest ona po wszec hnie używa na.Sposób ułożenia krysta l i tów grafi towych w warstwie jest s i lnie nicupor/ądkowany, dzięki czemu węgiel taki charakteryzuje się jest dodatkowo wysoki)twardością i mała ścieralnością, co jest niezwykle ważne w kon l . r u k e | a e l i

zastawek serca. Na diagramie tym nie zaznaczono zmian parauiel mw 11 ulturalnych, odpowiadających odleg łośc i międzypłaszczyznowej w • i i i i k l n i •

węgla podczas obróbki termicznej. Param etr ten ulega z m n i e j s z e n i u , w to pn i u zależnym i o wielkości temp eratu ry i warunków n anoszeniu powłoki \\>glowej.

Wśród sposobów wytwarzania węgl i piro l i tycznych można wyróżnić 11 / \sposoby; pierwszy polega na wytwarzaniu warstw na odpowiednio przygotowanyeh podłożach, drugi polega na krystalizacji węgla w złożu lluidalnyin,natomiast sposób trzeci po lega na krysta l izacji węgla w porowatej matrycyzbudowanej z materia łu węglowego lub z innego materia łu |5 | . Wszystkiewymienione sposoby wykorzystuje s ię do wytwarzania węgl i piro l i tycznychdla ce lów medycznych. W ostatnich la tach szczególne znaczenie ma trzeciwariant, który jest stosowany w technologi i wytwarzania kompozytów typuwęgiel-węgiel. Sposób drugi stosowany jest rn.in. do pokrywaniu elementówsztucznych zastawek serca. Istnieje wiele odmian konstrukcji urządzeń i tenktorów do nanoszenia powłok z węgla piro l i tycznego , zarówno im podło /uwęglowym jak i na innych materiałach. Powłoki z węgla pirolityi nego muna wytwarzać drogą rozkładu gazowych związków zawierających w .MC I. wwarunkach izotermicznych, w gradiencie temperatury lub w warunkach g indieritu ciśnienia [5].

Rozkład termiczny w ęglowodorów w warunkach izotermicznych polegana utrzymywaniu podłoża w sta łej temperaturze , w reaktorze pieca , o kont,rolowanej atmosferze. Do reaktora wprowadza się mieszaninę gazową (wę-g lowodór rozcieńczony gazem obojętnym), przy c i śnieniu od ki lku mi l ibarówdo c iśnienia atmosferycznego .

W przypadku metody z wytworzeniem gradientu temperatury podłożejest , ogrzewane bezpośrednio (np. za pomocą cewki indukcyjnej) , a wewnętrzria ściana reaktora jest, zimna. Wytwarza się w ten sposób stały gra.



i l5io mn. ter in . ly węglowi 1 i k o m p o z y t o w e

dient temperatury , k tóry wywołuje dyfuzję gazu węglowodorowego do pod-łoża , na którym następ uje rozkład cząsteczek i osadzanie w ęgla. Zróżnicowa-ne pole temperatury wytwarza s ię również w specja lnym piecu strefowym,dzięki czemu wartość różnicy temperatur między dwoma powierzchniami wreaktorze może być w sposób precyzyjnie kontro lowana.

G A Z G A Z G A Z

Uys. 5.10. Schemat k onstrukcji reaktorów do prowadzenia procesu pirolizy wę-glowodorów.

Metody piro l izy węglowodorów gradientowe stosowane są g łównie do dogę-szczania porowatych materia łów węglowych, m.in. kompozytów typu węgie l- węgiel.

W przypadku prowadzenia procesu w warunkach izotermicznych możnawyróżnić trzy zasadnicze typy mikrostruktury osadu węglowego:

mikrostruktura laminarna o g ładkiej powierzchni warstwy, charakte-

ryzująca s ię s łabą anizotropią krysta l i tów budujących warstwę (wg)

mikrostruktura laminarna o chropowatej powierzchni , charakteryzu-jąca się si lną anizotropią (ws)

mikrostruktura izotropowa, charakteryzująca s ię brakiem anizotropi ikrysta l i tów (wi) .

len ostatni rodzaj węgla jest najczęśc iej wykorzystywany do budowy i po-krywania materia łów kontaktujących s ię z krwią .

Na diagramie rys. 5.11 pokazany jest również obszar tworzenie się sadzy,jako produktu krysta l izacji homogenicznej węgla w fazie gazowej.

Tabela 5 .3 przedstawia podstawowe parametry mikrostruktury i s truk-tury pirowęgli . Dane zebrano na podstawie l iteratury [6].

Mikrostruktura pirowęgla o powierzchni chropowatej i pirowęgla lami-mirnego charakteryzuje s ię wysoka gęstośc ią , zbl iżoną do grafi tu natural -

nego , natomiast wie lkość krysta l i tów, charakteryzowana poprzez parametr/ , , znacznie wzrasta po dodatkowej obróbce wysokotemperaturowej. Wyjąt-kiem jest węgiel izotropowy, mający stosunkowo niską gęstość.



. 'i A . P o w ł o k i w ę g l o w e w m e d y c y n i e

temperatura, °C

Hys. 5.11. Diagram wspó lwystępo wania różnych form węgla pi rol i tyi /nego, w . nleżności od warunkó w pi rolizy metanu, rozc ieńczonego azotem wgwarstwy gładkie , ws - wars twy chropow ate ( szors tkie ) , wg wars twygranularne , wi - wars twy izot ropowe [6 | .

T y p

m i k r o s t r u k t u r y

Gęstość,

g / c m 3

Po krysta l izac j i Po obróbce w 2500" Cy p

m i k r o s t r u k t u r y

Gęstość,

g / c m 3L c , A doo2i A L c , A doo2, A

Chr opo wata 1.95-2.05 75 3.43 310 3.37

L a mi na r na 1.85-1.95 42 .3.44 100 3.42

Izot ropowa 1.45-1.55 50 3.42 120 3,40

Tab. 5.3. Podstawow e parame try mikro st ruktury i s t ru ktur y pl inwęgl l, |l i|

W me t o dz i e P V D w ęgie l o sa dz a n y j e s t d r o gą sub l i t i i a e j i l i t e go ub l i n l uwęglowe go, zn a j du jąc eg o s ię w tem pe ra tu rz e od 200 ° t ' <lo ( il )l )" ( ' , p i / ,y cg,

r t i e n i u r z ędu 10~ 4 d o 1 0 _ 1 m i l i b a r ó w . W a r s t w y w ę g l a U l , T l o t r z y m y w a n e

s ą n a w e t w t e m p e r a t u r a c h b l i s k i c h p o k o j o w e j . C e c h ą c h a r a k t e r y s t y c z n ą t eg o r o d z a j u w ę g l a j e s t s t o s u n k o w o d u ż a o d k s z t a l c a l n o ś ć , s i ę g a j ą c a n a w e t

5 % , c o p o z w a l a r ia s t o s o w a n i e g o j a k o p o k r y c i a n a m a t e r i a ł a c h p o l i i n e r ow yc h . O t r z ymuj e s i ę go c z ęs t o z p l a z my w ęg l ow odor ow e j w po l u e l e k t r yc z -

n y m o c z ęs t o śc i m i k r o f a l o w e j . W t y m p r z y p a d k u m o ż r t a m ó w i ć o m e t o d z i ec h e m i c z n e j , g d y ż ź r ó d ł e m w ę g la j e s t z w i ąz e k c h e m i c z n y ( n p . m e t a n , p r o

pa n) . O dmi a ną me t ody P V D j e s t , na n i e s i e n i e w ęg l a z a pomoc ą w i ąz k i c i e k -



• 1 18 . 'i B i o m a t e r i a ł y w ę g l o w e i k o i t i p o z y t o w e

t r onów o w ysok i e j e ne r g i i . Węgi e l sub ł i muj e z e ź r ód ł a w pos t a c i e l e k t r ody

g r a f i t o w e j p o p r z e z b o m b a r d o w a n i e j e j w y s o k o e n e r g e t y c z n ą w i ą z k ą e le k t r o -n ó w k i e r o w a n ą d o st r e f y , w k t ó r e j z n a j d u j e s i ę s u b s t r a t w t e m p e r a t u r z e

b l i s k i e j p o k o j o w e j . T e c h n i k i C V D u m o ż l i w i a j ą o t r z y m a n i e w a r s t w y w ę g -l o w e j z r ó ż n y c h z w i ą z k ó w c h e m i c z n y c h . T r a d y c y j n i e m o ż n a j e p o d z i e l i ć n a

z w y k ł e ( C V D ) o r a z a k t y w n e ( a c t i v a t e d C V D ) . W z a l e ż n o ś c i o d ź r ó d ł a e n e r -g i i p o t r z e b n e j d o d y s o c j a c j i z w i ą z k u c h e m i c z n e g o , w z w y k ł e j m e t o d z i e t ą

e n e r g i ą j e s t e n e r g i a c i e p l n a . W m e t o d a c h a k t y w o w a n y c h e n e r g i a m o ż e p o -c h o d z i e z w y ł a d o w a n i a ł u k o w e g o ( t w o r z e n ie p l a z m y ) , p o l a e l e k t r y c z n e g o o

r ożne j c z ęs t ośc i l ub p r omi e n i ow a n i a o ok r e ś l one j d ł ugośc i f a l i .

W p r z y p a d k u n a n o s z e n i a w a r s t w n a e l e m e n t y s z t u c z n y c h z a s t a w e k s e r -

c a , d o m i e s z a n i n y w ę g l o w o d o r o w e j w p r o w a d z a n y j e s t r ó w n i e ż k r z e m , w p o s -t a ci z w i ą z k u c h e m i c z n e g o . P r o c e s o s a d z a n i a o d b y w a s i ę w z ło ż u f l u i d a l n y m

p o n i ż e j t e m p e r a t u r y 1 5 0 0 ° C . P o w l o k ą z a w i e r a j ą c a k r z e m o t u r b o s t r a t y c z -n e j s t r u k t u r z e w ę g l o w e j z n a c z n i e p o p r a w i a s w o j ą o d p o r n o ś ć n a ś c i e r a n i e

i t w a r d ość . T yp ow e w ł a śc i w ośc i pow ł o k w ęg l ow yc h o t r z ym yw a ny c h r ó żny-mi t e c hn i ka mi poda ne są w t a be l i 5 . 4 . [ 1 ] ,

Właściwość Węgiel PV D Węgiel LTI LTI + Si

Wytrzymałość na zginanie , MPa 350 - 700 280 - 600 420 - 650

Modni Younga , GPa 15 - 21 20 - 30 30 - 50

(>dksz ta leenie przy zniszczeniu, % 2 - 5 1.6 - 2.1 2.0

Wytrzymałość zmęczeniowa /wytrzy małość s ta tyc zna 1 1 1

li<>/niiar krystalitów, nm 0.8-1.5 0.3-0.4 0.3-0.4

Mikrotwardość Yickersa , MPa 150 - 250 150 - 250 230 - 370

l ab. 5.4. Poró wna nie właściwości węgli wy twarz any ch w po staci warstwy , [1],

M i k r o s t r u k t u r a p i r o w ę g l a o p o w i e r z c h n i c h r o p o w a t e j i p i r o w ę g la l a r n i n a r n e -

g o c h a r a k t e r y z u j e s ię w y s o k a g ę s t o śc i ą , zb l i ż o n ą d o g r a f i t u n a t u r a l n e g o , n a -

t o m i a s t . w i e l k o ś ć k r y s t a l i t ó w , c h a r a k t e r y z o w a n a p o p r z e z p a r a m e t r Lc z n a -

c z n i e w z r a s t a p o d o d a t k o w e j o b r ó b c e w y s o k o t e m p e r a t u r o w e j . W y j ą t k i e m

p ' s l w ęg i e l i z o t r opow y, ma j ąc y s t osunkow o n i ską gęs t ość .

N a uw a gę z a s ł ugu j ą ba r dz o dobr e w ł a śc i w ośc i z męc z e n i ow e w ęg l i p i r o l i -

t y c z n y c h , k t ó r e j a k w i d a ć z p o w y ż s z e j t a b e l i , n i e u l e g a j ą z m i a n i e w w y n i k u

d z i a ł a n i a o b c i ą że ń d y n a m i c z n y c h i s ą t a k i e s a m e , j a k w y t r z y m a ł o ś ć o z n a -

c z o n a w w a r u n k a c h s t a t y c z n y c h .O d n i e d a w n a c o r a z c z ę ś c i e j d o z a s t o s o w a ń m e d y c z n y c h w y k o r z y s t u j e

s i ę t e c h n i k i p o z w a l a j ą c e o t r z y m y w a ć p o w ł o k i z b u d o w a n e z a t o m ó w w ę g l a



! ) / l . P o w ł o k i w ę g l o w o w i n e d y e y n i o

o h y b r y d y z a c j i s p . T e n t y p h y b r y d y z a c j i o d p o w i a d a s t r u k t u r z e d i a i n e i it u . N a z w a w ę g ie l d i a m e n t o p o d o b n y w y n i k a z f a k t u , że s t r u k t u r a j e s t s i l n ie

z de f e k t ow a na . D z i ęk i obo j ę t nośc i c he mi c z ne j o r a z n i e p r z e pusz c z a l nośc i d l ac i e c z y w a r s t w y d i a m e n t o p o d o b n e m o g ą s t a n o w i ć z a b e z p i e c z e n i e k o r o z y j

n e i m p l a n t ó w t w o r z ą c t z w . b a r i e r ę d y f u z y j n ą . P o d o b n i e j a k w p r z y p a d k uw c z e śn i e j o m a w i a n y c h w a r s t w p i ro w ę g l o w y c h , r ó w n i eż w a r s t w y d i a m e n t o

p o d o b n e p r ó b u j e s i ę z a s t o s o w a ć d o p o k r y w a n i a i m p l a n t ó w d l a k a r d i o c h i r u r -g ii i o r t o p e d i i . S t o s o w a n e s ą j a k o p o k r y c i a e l e m e n t ó w m e t a l o w y c h t a k i c h

i mpl a n t ów j a k np . : t y t a now e , s z t uc z ne z a s t a w ki s e r c a , p r o t e z y s t a w ów |7 , N | .

W a r s t w y d i a m e n t o p o d o b n e m o g ą b y ć s t o s o w a n e z a r ó w n o d o p o k r y w a

n i a m a t e r i a ł ó w m e t a l i c z n y c h j a k i o r g a n i c z n y c h , t a k i c h j a k p o l i u r e t a n y , p o

li w ęgl a ny , c z y po l i e t y l e ny .

B i o z g o d n o ś ć z k r w i ą , c z y li h e m o z g o d n o ś ć p o w ł o k d i a i n e n t o p o d o b n y e hj e s t z a g a dn i e n i e m n i e do koń c a po z na ny m. W i a d om o, że obok w i n i i wnfu I

c h e m i c z n y c h p o w i e r z c h n i , p a r a m e t r a m i w p ł y w a j ą c y m i n a o d p o w i e d . ' k or nór e k j e s t e ne r g i a po w i e r z c hn i o w a o r a z w ł a śc i w ośc i e l e k t r yc z n e pow i c i /< li

ri i, j e j g ł a d k o ś ć i m i k r o s t r u k t u r a . W s z y s t k i e z w y m i e n i o n y c h p a n i m wm o ż n a w p r z y p a d k u p o w ł o k d i a m e n t o p o d o b n y e h m o d y f i k o w a ć w s z e r o k i m

z a k r e s i e , c o p o z w a l a n a u z y s k a n i a p o k r y ć o d p o w i a d a j ą c y c h n a z a p o l r z e b ow a n i e k a r d i o c h i r u r g i i . P r a c e b a d a w c z e n a d t y m i z a g a d n i e n i a m i s ą i n t e n s y w

ni e p r ow a dz one w w i e l u oś r odka c h na św i e c i e , a t a kże w P o l s c e | 9 , 10 , 11 , 12 \ .

W ę g i e l t y p u D L C j e s t m e t a t r w a ł ą s t u k t u r ą a m o r f i c z n ą , z a w i e r a j ą ws w o j e j s t r u k t u r z e z w y k l e w o d ó r . W l i t e r a t u r z e z n a n y j e s t j a k o a - C - I I ( a m o r

p h o u s c a r b o n - c o n t a i n i n g h y d r o g e n ) , w ę g ie l a m o r f i c z n y z a w i e r a j ą c y w o d ó r ,o r a z j a ko w ęg i e l a mor f i c z ny ( a - C) . P i e r w sz y t yp w ęg l a z a w i e r a od 10% do

00% w od or u , a i l ość w od or u w t e j s t r u k t u r z e ma z a sa dn i c z y w pł yw na j e go

w ł a śc i w ośc i . D r ug i t yp s t r u k t u r y z a w i e r a mn i e j n i ż 1% w od or u . Wa i s t w yD L C m o g ą b y ć r ó w n i e ż m o d y f i k o w a n e i n n y m i p i e r w i a s t k a m i , z n e h o w u i ą i

p r z y t ym sw oj ą ma c i e r z ys t ą s t r u k t u r ę . W z a l e żnośc i od r o dz a j u p i c i w nn l I aw p r o w a d z o n e g o d o s t r u k t u r y m a c i e r z y s t e j p r z y p i s u j e s u; t a k i m w m I w m u

r ó ż n e o z n a c z e n i a . W a r s t w y t y p u N D L C l u b C N X z a w i e r a j ą w w e j l i nkt u r z e a z o t , w a r s t w y t yp u S i D L C k r z e m , F D L C f l uo r , a w a r st w y M c i >L< '

o k r e ś l o n y m e t a l . W p r o w a d z e n i e i n n e g o p i e r w i a s t k a d o m a c i e r z y s t e j s t r u k

t ur y w ęg l a ( a z o t , k r z e m, me t a l e ) ma na c e l u obn i że n i e s t osunkow o w ysok i c h

na p r ęże ń w e w n ęt r z ny c h l ub z r e duk ow a n i e e ne r g i i pow i e r z c h n i ow e j , w c e l ud a l s z e g o o b n i ż e n i a w s p ó ł c z y n n i k a t a r c i a . T e n o s t a t n i a s p e k t r e a l i z o w a n y

j e s t p o p r z e z w p r o w a d z e n i e d o s t r u k t u r y f l u o r u , b ą d ź p o ł ą c z e ń t y p u S i O .

D i a me n t , i g r a fi t , s t a n ow i ą t r w a ł ą t e r m od yn a m i c z n i e f o r m ę w ęg l a , o do br z e z d e f i n i o w a n e j s t r u k t u r z e k r y s t a l o g r a f i c z n e j . D i a m e n t n a t u r a l n y j e s t , m a -

t e r i a ł e m k r y s t a l i c z n y m , n a t o m i a s t , w a r s t w y d i a m e n t , o w e o t r z y m a n e d r o g ą



• 118 .' i B i o m a t e r i a ł y w ę g l o w e i k o it i p o z y t o w e

C V I ) , o z n a c z o n o w l i t e r a t u r z e j a k o D l1' ( d i a r nond f i l ms ) sk ł a da j ą s i ę mi -

li r ok r ys t a ,l i tów d i a me n t o w y c h s i ęga j ąc yc h w y mi a r a m i do dz i e s i ą t e k mi k r o -m e t r ó w . D i a m e n t k r y s t a l i c z n y z b u d o w a n y j e s t z w ę g l a o k o o r d y n a c j i t e t r a -

c d r y c z n e j p o ł ą c z o n e g o w i ą z a n i a m i s p " !, n a t o m i a s t w z a b u r z o n e j s i ec i k r y s -t a l i c z ne j może w ys t ępow a ć r ów ni e ż w ęg i e l o koor dyna c j i sp 1 i s p 2 . U dz i a ł

w ęg l a o r óżne j koor dyna c j i z a l e ży od w a r unków kr ys t a l i z a c j i , a w w a r s t -w a c h uw odor n i one go w ęg l a D CL z a l e ży r ów ni e ż od z a w a r t ośc i w odor u w

s t r u k t u r z e d i a m e n t o p o d o b n e j . W s t r u k t u r z e w ę g l a D L C b r a k u j e u p o r z ą d -kow a n i a, da l e k i e go z a s i ęgu i ok r e ś l a ny j e s t on r a c z e j j a ko w ęg i e l o ś r e dn i m

u p o r z ą d k o w a n i u . W ł a ś c i w o śc i f il mó w D L C s ą o k r e ś l o n e s t a n e m h y b r y d y z a -c j i w i ąz a n i a a t omów w ęgl a , w z g l ędną konc e n t r a c j ą r óżnyc h w i ąz a ń sp 3 , s p 2 ,

s p ' , j a k r ó w n i e ż r o z k ł a d e m a t o m ó w w o d o r u w ś r ó d i n n y c h t y p ó w w i ą z a ń .

W o d ó r m o ż e w y s t ę p o w a ć w p o s t a c i a t o m o w e j w w i ą z a n i a c h , j a k r ó w n i e żw p o s t a c i c z ą s t e c z k o w e j w p r z e s t r z e n i a c h t w o r z o n y c h p r z e z a t o m y w ę g l a w

r ó ż n y c h k o o r d y n a c j a c h . S t o p i e ń w y p e ł n i e n i a t y c h p r z e s t r z e n i m a w p ł y w n at w a r d ość i gęs t ość pow ł ok D L C [ 13 ,14] ,

C i e n k i e f il my z w ę g l a d i a m e n t o p o d o b n e g o z o s t a ł y p o r a z p i e r w s z y w y t -

w or z one p r z e z A i se nbe r ga i Cha bo t a w 1971 r . [ 15 ] . Wyt w or z ono j e z w i ąz k ij o n ó w C s k i e r o w a n e j p o l e m e l e k t r y c z n y m d o u j e m n i e n a ł a d o w a n e g o p o d -

ł o ża . A t r a k c y j n e w ł a śc i w o śc i t a k i c h p o w ł o k s p o w o d o w a ł y l a w i n o w y w z r o s tb a d a ń n a d i ch w y t w a r z a n i e m , b a d a n i e m w ł a ś ci w o śc i i p o s z u k i w a n i e m r ó ż -

n y c h m o ż l i w y c h z a s t o s o w a ń .

O d c z a s u p i e r w s z y c h d o ś w i a d c z e ń n a d o t r z y m y w a n i e m p o w ł o k z w ę g l a

I >L( ' op r a c ow a no s z e r e g now yc h m e t o d i c h w y t w a r z a n i a . Z a l i c z yć do n i c hi n o / , n a m e t o d ę z w y k o r z y s t a n i e m p o j e d y n c z e j w i ą z k i j o n ó w w ę g l a o n i s -k i e j e n e r g i i , w i ą z k i j o n o w e j p o d w ó j n e j w ę g l o w o - a r g o n o w e j , i m p l a n t o w a n i a

j o n ó w , r o z p r a s z a n i a ( n a p y l a n i a ) z z a s t o s o w a n i e m p o l a e l e k t r y c z n e g o o c z ęs -t o t l i w ośc i r a d i ow e j ( r f ) , n a p y l a n i a j o n ó w z s u b s t r a t u g r a f i t o w o - w ę g l o w e -

g o , m e t o d y p r ó ż n i o w e z z a s t o s o w a n i e m w y ł a d o w a n i a w l u k u e l e k t r y c z n y ml u b m e t o d y a b l a c j i l a s e r o w e j . S z c z e g ó ł o w y o p i s p o s z c z e g ó l n y c h m e t o d p o -

da ny j e s t , w l i t e r a t u r z e [ 16 , 17 ] . N i e k t ó r e z w ymi e n i onyc h me t od s t osow a ne sąg ł ó w n i e d o w y t w a r z a n i a w a r s t w t y p u taC ( t e t r a h e d r a l c a r b o n ) t z n . n i e z a w -

i e r a j ą c y c h w o d o r u , n a t o m i a s t p o d s t a w o w e t e c h n i k i o s a d z a n i a w a r s t w D L C

w y k o r z y s t u j ą c h e m i c z n e o s a d z a n i e z f a z y g a z o w e j z e w s p o m a g a n i e m p l a -i n o w y i n ( I T X ! V D - p l a s m a - e n h a n c e d c h e m i c a l v a p o r d e p o s i t i o n ) i m e t o d ę

ii apy I a n i a iii agn e t ro n owego.

W m e t o d z i e P K C Y D p o w ł o k i D L C p o w s t a j ą z e w z b u d z o n e j p l a z m y

w ęgl a , w z m i e n ny m po l u e l e k t r y c z ny m o c z ęs t o t l i w ośc i r a d i ow e j (r F - ra-d i o f r c q u e n c y ) . S t o s o w a n e s ą r ó w n i e ż t e c h n i k i w z b u d z a n i a p l a z m y w l u k u

e l e k t r y c z n y m , w s t a ł y m p o l u e l e k t r y c z n y m (dc - d i r e ct , c u r r e n t ) | 14016 |



5 . 4 . P o w ł o k i w ęg lo w e? w m c d y c ; Ul i

?ys. 5 .12. Schemat układu do nanoszenia powłok DLC I; (oznaczeniu tui rysunku-1,3 -elektro dy, 2-po dłoże, 4 - dopły w gazu, rf genc nitoi polu elelt rycznego o częstot liwości r adiow ej) .

l ub z a pomoc ą mi k r o f a l [ 17 ] . D o i nnym t e c hn i k można z a l i c z y ł w y t w ni an i e c z y s t y c h p o w ł o k D L C i p o w ł o k o s t r u k t u r z e m o d y li kow a ne j pop i •

w z b ud z a n i e p l a z my o w yso k i e j gęs t ośc i ( H D P - h i gh - de n s i t y p l a s i n a ) Ni Inm a t p r o s t e g o u k ł a d u d o w y t w a r z a n i a p o w ł o k D L C j e s t p o k a z a n y n u r y s i m

ku 5 . 12 .

Z e w z g l ę d u n a m o ż l i w e k o n s t r u k c j e r e a k t o r y p ł a s k i e p o z w a l a j ą n a o s a

dz a n i a w a r s t w y na duże j pow i e r z c hn i . J a ko ź r ód ł o w ęg l a może być u / yt y d o w o l n y w ę g l o w o d ó r . N i e k i e d y d o r e a k t o r a z a w i e r a j ą c e g o w ę g l o w o d ó r

w p r o w a d z a n e s ą d o d a t k i w p o s t a c i w o d o r u l u b a r g o n u , c h o c i a ż w p ł y w t y c h

d o d a t k ó w n i e j e s t w l i t e r a t u r z e j e d n o z n a c z n i e o k r e śl o n y . S z y b k o ś ć w z r o st u w a r s t w y D L C m o ż n a r e g u l o w a ć p o p r z e z r o z c i e ń c z e n i e p r e k u r s o r a w ę g l aw o d o r e m . W k i l k u p r a c a c h a u t o r z y d o n o s z ą o p o p r a w i e n i e k t ó r y c h w i n

e i w ośc i w a r s t w y D L C popr z e z doda n i e a r gonu [ 25 , 2 ( i | . Wa r unk i osa dz a n i u

w a r s t w D L C mo gą być w sz e r ok i m z a kr e s i e mod yf i ko w a ne , a. w i ęc i no / h w n •s t o s o w a n i a r ó ż n y c h p r e k u r s o r ó w w ę g l a p o z w a l a n a u z y s k i w a n i e l o / . u o i o d

nyc h w ł a śc i w ośc i pow ł ok w ęg l ow yc h .

W a r s t w y D L C k r y s t a l i z u j ą w w y n i k u k o n d e n s a c j i r o d n i k ó w w ęg lo w y" h

obe c ny c h w p l a z mi e . P on i e w a ż s t ęże n i e j onów w p l a z m i e | e si l u l ka r z ędów

n i ż s ze n i ż r o d n i k ó w , i s t o t n y m c z y n n i k i e m w p ł y w a j ą c y m n a w z ro s t w a r s t w

D L C j e s t b o m b a r d o w a n i e j o n o w e . P r o w a d z i o n o d o w z r o s t u d y s o c j a c j i w ęg

l ow o dor ow yc h c z ąs t e c z e k , z b l i ża j ąc y c h si ę do pow i e r z c hn i i do w z r os t u kon

c e n t r a c j i r odn i ków o mni e j s z e j l i c z b i e a t omów w odor u , c o z ko l e i p r ow a dz i

d o w z r o s t u w s p ó ł c z y n n i k a z d e r z e ń z p o w i e r z c h n i ą .

M e t o d y j o n o w e I P S D ( ł o n B e a m S p u t t e r D e p o s i t i o n ) i I P A I ) (l o n H e a i nA s s i s t . e d D e p o s i t i o n ) p o z w a l a j ą n a f o r m o w a n i e p o w ł o k o b a r d z o d o b r e j a d

h e z j i d o p o d ł o ż a .



: i! io ł i o i i i n t c r i a l y w ę g l o w e I k o m p o z y t o w e

M o d y f i k o w a n e w a r s t w y D L C w y t w a r z a m * s ą d r o g ą w p r o w a d z e n i a a z o t u d op r e k u r s o r a w ę g l a w m i e s z a n i n i e g a z o w e j , n a t o m i a s t m o d y f i k a c j a k r z e m e m

p o l e g a n a w p r o w a d z e n i u d o u k ł a d u d o d a t k o w o S i C l i . W p r z y p a d k u m o d y -

f ik ac ji m e t a l a m i i ch źr ó d ł e m j e s t m e t a l o w y s u b s t r a t w y k o n a n y z o d p o w i e d -niego węgl ika [33,34] .

W a r s t w y D L C o t r z y m a n e t e c h n i k ą P E C V D c h a r a k t e r y z u j ą s i ę j e d n o -

r o d n ą i c i ą g ł ą s t r u k t u r ą o g r u b o ś c i rz ę d u 5 0 n m i m a ł e j c h r o p o w a t o ś c i .

W z w i ą z k u z t y m , ż e s t r u k t u r a D L C m o ż e p r z y b i e r a ć r ó ż n e f o r m y w

z a l e żnośc i od z a w a r t ośc i w odor u , i c h w ł a śc i w ośc i e l e k t r yc z ne z mi e n i a j ą s i ęo d p o l m e t a l u d o i z o l a t o r a o d u ż e j p r z e r w i e e n e r g e t y c z n e j . C i e n k i e b ł o n k i

D L C s ą p r z e p u s z c z a l n e d l a p o d c z e r w i e n i , z w y j ą t k i e m p a s m a b s o r p c y j n y c h

w y w o ł a n y c h o b e c n o ś c i ą w i ą z a ń C I I . S ł a b o a b s o r b u j ą w z a k r e s i e w i d z i a l n y mi i c h a bso r pc j a r ośn i e z e z mni e j s z e n i e m s i ę d ł ugośc i f a l i w z a k r e s i e U V .

K r y t y c z n y m p a r a m e t r e m d e c y d u j ą c y m o w ł a śc i w o śc i a c h o p t y c z n y c h j e s tz a w a r t o ś ć w o d o r u .

W t e m p e r a t u r z e p o k o j o w e j w a r s t w a D L C j e s t c h e m i c z n i e o b o j ę t n a w o -b e c p r a k t y c z n i e w s z y s t k i c h r o z p u s z c z a l n i k ó w i n i e u le g a d e g r a d a c j i w w y n i -

k u o d d z i a ł y w a n i a z s il n y m i k w a s a m i , a l k a li a m i i o r g a n i c z n y m i r o z p u s z c z a l -n i k a m i . W a r s t w y D C L c h a r a k t e r y z u j ą s ię t w a r d o ś c i ą w g r a n i c a c h o d 1 0 d o

30 C l ' a | ( i 8 | . T a k w ysoka t w a r dość z w i ąz a na j e s t z w ys t ępow a n i e m w e w nę-t r z nyc h na pr ęże ń śc i ska j ąc yc h w g r a n i c a c h od 0 . 5 do 7 G P a [ 9 , 10 , 13 ] .

Z u w a g i n a w y s o k ą t w a r d o ś ć , w a r s t w y D L C s ą s t o s o w a n e n a p o k r y c i ac z ęśc i t r ąc yc h o g r ub ośc i pokr y c i a pon i że j 50 nm . Wspó ł c z y nn i k t a r c i a j e s t

w i e l kośc i ą s i l n i e z a l e żną od s t r uk t u r y w a r s t w y . N i sk i w spó ł c z ynn i k t a r c i ai m a ł a. ś ci e r a l n o ść s ą a t r a k c y j n y m i p a r a m e t r a m i w z a s t o s o w a n i a c h z w i ą z a -

n y c h z w ł a ś ci w o ś c ia m i c i e r n y m i . B ł o n y t y p u D L C w y k a z u j ą p o d o b n e p a -r a m e t r y t . r i bo l o g i c zn e j a k d i a m e n t o w e w w a r u n k a c h w y s o k i e j p r ó ż n i , n a t o -

m i a s t o d m i e n n i e z a c h o w u j ą s i ę w w a r u n k a c h w i l g o c i . W s p ó ł c z y n n i k t a r c i ab ł o n t y p u D L C z w o d o r e m j e s t n i s k i w a t m o s f e r z e w i l g o c i z a w i e r a j ą c e j a z o t

l u b t l e n , e k s t r e m a l n i e n i s k i w s u c h y m a z o c i e i u l t r a w y s o k i e j p r ó ż n i , n a t o -

m i a s t b a r d z o d u ż y w s u c h y m t l e n i e. O b n i ż e n i e z a w a r t o ś c i w o d o r u p o d c z a sw y ż a r z a n i a p o w o d u j e z n a c z ą c y w z r o s t w s p ó ł c z y n n i k a t a r c i a w p r ó ż n i , n a -

l o m i a s t n i e w z r a s t a o n w w a r u n k a c h w i l g o t n y c h . Z a r ó w n o w i e l k o ś ć w s p ó ł -c z ynn i ka t a r c i a j a k i w i e l kość śc i e r a n i a są uz a l e żn i one od t a k z w a ne j " w a r s t -

w y t r a ns f e r ow e j " , k t ó r a t w or z y s i ę w c z a s i e p r a c y dw óc h pow i e r z c hn i t r ą -c yc h . P l ony z w ęg l a D L C os i ąga j ą t w a r dość ( I I ) , t ypow ą d l a ma t e r i a ł ów

c e r a m i c z n y c h , n a t o m i a s t m o d u ł Y o u n g a ( E ) j e s t z n a c z ą c o n i s k i i o d p o w i a -

d a m a t e r i a ł o m o r g a n i c z n y m . W z w i ą z k u z t y m o d p o w i e d n i s t o s u n e k I J / Kj e s t s t o sun kow o w ysok i , w yższ y n iż d l a w i ększ ośc i i nnyc h g r up m a t e r i a -ł ow yc h . P od obn i e , e ne r g i a pow i e r z c hn i o w a ( S ) s t r uk t u r y D L C j e st , b l i ż sz a



B i b l i o g r i i l i i i . t ( i : i

p o l i m e r o m , n i ż m e t a l o m , c z y c e r a m i c e . K o m b i n a c j a w y s o k i e j w a r t o śc i s t o

s u n k u 11/10 z n i sk i m S /1 1 t ł u m a c z y m a ł ą a d h e z j i ; i n n y ch m a t e r i a ł ó w d ow ęgl a D L C, n i sk i w sp ó ł c z y nn i k t a r c i a i n i ska śc i e r a l ność |31 | . D osko na l e

w ł a ś c i w o ś c i t r i b o l o g i e z n e t a k i c h m a t e r i a ł ó w w y n i k a j ą z a t e m z k o m b i n a c j is p r z y j a j ą c y c h w ł a śc i w o śc i z b l i ż o n y c h , z j e d n e j s t r o n y d o m a t e r i a ł ó w c c

r a mi c z nyc h ( w ysoka t w a r dość) , o r a z w ł a śc i w ośc i z b l i żonyc h do po l i me r ówz d r u g i e j ( w y s o k a o d k s z t a ł c a l n o ś ć , n i s k a e n e r g i a p o w i e r z c h n i o w a ) . Z a s a d

n i c z y m c z y n n i k i e m d e c y d u j ą c y m o w ł a śc i w o śc i a c h t r ib o l o g i c z n y c h w a r s t w

D L C j e s t f a k t , że w e w sz ys t k i c h o t oc z e n i a c h z a c how a n i e * t r i bo l og i e z ne w a r s tw y D L C k o n t r o l o w a n e j e s t p o p r z e z t a k z w a n ą m i ę d z y f a z o w ą w a r s t w ę t r a n sf e r ow ą t w or z ąc ą s i ę w c z a s i e śc i e r a n i a . Wa r s t w a t a ka pow s t a j e w w yn i ku

ś c i e r a n a w i e r z ch n i e j w a r s t w y b ł o n y D L C i t w o r z e n i a f a z y m a t e r i a ł o w e j on i s k i e j w y t r z y m a ł o ś c i n a ś c i n a n i e . T a k a t r a n s f o r m a c j a m o ż e b y e w y w o ł a n a

ś c i e ra n i e m p o w o d u j ą c y m e f e k t y c ie p l n e i o d k s z t a ł c e n i o w e p o d c z a s li •n i a . Wyz n a c z o ne w a r t ośc i w sp ó ł c z ynn i ka t a r c i a w a r s t w y D L< ' w yno i i » l

0 . 007 do 0 . 4 w p r óżn i pon i że j 10 - 4 P a , n a t o m i a s t w w a r u n k a c h p o w i e l i n

o w i l go t no śc i w z g l ędne j w z a kr e s i e 20% - 60% w spó ł c z ynn i k t e n w a l m u,o d 0 . 0 5 d o 1 . 0 0 . T y p o w e w a r t o ś c i w s p ó ł c z y n n i k a w y n o s z ą w w a r u n k a c h

p r ó ż n i 0 . 0 0 7 , a w w a r u n k a c h p o w i e t r z a o k o ł o 0 . 1 . W s p o m n i a n a w a r s t w at r a n s f e r o w a s p r z y j a d o d a t k o w e m u " s m a r o w a n i u " , a j e j e f e k t y w n o ś ć m o ż n a

z w i ę k s z y ć p o p r z e z z w i ę k s z e n i e z a w a r t o ś c i w o d o r u , p o d w a r u n k i e m p r a c yw a t m o s f e r z e p o z b a w i o n e j w i l g o c i l u b t l e n u . T e n o s t a t n i e f e k t w y w o ł a n y

j e s t t y m , ż e w o b e c n o ś c i cz ą s t e c z e k w o d y l u b t l e n u w z r a s t a o d d z i a ł y w a n i e

p r z e z t w or z e n i e w i ąz a n i a w odor ow e go z c z ąs t e c z ka m i w ody . Z ko l ei w odó ima z do l ność w ysyc a n i a t z w . w i ąz a ń w i sz ąc yc h ( da ng l i ng bonds ) , c o sp r aw i a , że m a l e j e s i ła o d d z i a ł y w a n i a z m a t e r i a ł e m w a r s t w y d r u g i e j , śl i z g a j ą c e j

s i ę p o w a r s t w i e D L C . M a ł a w a r t o ś ć w s p ó ł c z y n n i k a t a r c i a i k o r z y s t n e i n n ec e c h y fi z y c z n e i c h e m i c z n e w a r s t w t y p u D L C s ą a t r a k c y j n y m i p a r a i i i e t i n

m i w a s p e k c i e m o ż l i w y c h n o w y c h r o z w i ą z a ń m a t e r i a ł o w y c h d l a s z t u c z n y l is t a w ó w .


| 1 | S u l t z c r M e d i c a Jour na l , 01 . 02 . 2000

[ 2 ] Bokr os J . C . : Carbon madiaal devices, Ca r bon , vo l . l 2 , p . 355- 371 , 1077

|3 | S ha r p W. V . , T e gue I ' . ( ' . , S c o t t D . L . : Throhiiiore.sisl.anca of pyndyhc

carbon yrafl.s. Tra ns . Am. Ar l. il '. Or ga ns , 24, 10 78,223 -228



' I . ) B i o m a t e r i a ł y w ę g l o w e i k o m p o z y t o w e ."

11 | Ober l i r i A. , Gonia J . , Rouzaud . J .N. : Tcchniąue d'etudes des slructu-

res et teztures des matemauz carbones, , J . Chern . Phys. , vo l . 81 , n .1 1 / 1 2 , 1 9 8 4

| 5 | Ko tk en sk y W . V . : Chemistry and Physics oj carbon, vol . 7 . , ed . Walker ,New York , 1974

| (> | Lajzerowicz P. : Modelisation de Uelaboration de composites, T h e s e d ed o o t o r a t , G r e n o b l e , 1 9 8 7

| 7 | M u r p h y H . , M c N a m a r a B . P . : Orthopaedic biomaterials coated withDiamond - like Carbon - a com.parison, 1 2 th C o n f e r en ce o f t h e E u r o -p ea r i So c i e ty o f B io m ech an ic s , Du b in , 2 0 0 0

[8 | Evans A.C. : Diamond - like Carbon applied to Bioengineering Mate-

rials, Med ica l t e ch n o lo g y 5 , p p . 2 6 - 2 9 , 1 9 9 1

| 9 | Hau b o ld A . D. , Sh i r n H . S . , B o k r o s J . C . : Carbon cardiovascular devi-

ces, in Assisted Circułation, e d . F . U n g e r , A c a d e m i c P r e s s , N e w Y o r k1979,520-532

I 0 | Paeh r n an n P . K . , L ee r s D . , W iech e r t D . U. : Diamond from the uapour

pha.se; status and options. E x t e n . A b s . S y m p . T o k y o , 5 , 1 9 9 8

l ! | R a j c h e l B . , O t w i n o w s k i J . , C z a j k o w s k a B . , J a w o r s k a L . , W a ń t u c hlv , Pe t e l en z B . , B u r ak o wsk i T . : Powłoki, I n ż y n i e r i a M a t e r i a ł o w a

14, IV, 2001

1 2 | Mi tu r a S . , Mi tu r a A . , N ied z i e l sk i P . , C o u v r a t P . : Nanocrystalline Dia-

mond Coatings, C h ao s , So l i t o n s an d P i - ac t a l s v o l . l 0 , n o , 1 2 , p p . 2 1 6 5 -2 1 7 6 , 1 9 9 9

I 3 | Dr e sse lh au s M. S . , d r s se lh au s G . , E k lu n d P . C . : Science of Fullerenes

and carbon nanolubes, Acad em ic Pr e ss , san Dieg o , 1 9 9 6

I l | D o r in e t J . B . , W an g T . K . , Jo h n so n n M . , Mo ig n e C . L . : Fullerene, Car-

bon, and. Diamond, ex t Ab s . Sy m p . T o k y o , 1 1 6 , 1 9 9 8

I 5 | A i se r ib e r g S . , C h ab o t R . : J . Ap p l . Ph y s . , 4 2 , 1 9 7 1 , 2 9 5 3

I6 | Gr i l l A. , Meyerson B. : Synthetic Diam ond; Ernerging CVI) Science

and Technology, K. E . Sp e a r an d D i s r n u k es , ed . Jo h n W i ley an d So n s .

Inc .N ew York , 1994

I7 | Gr i l l A. , Pate l V. : Diamond and related rnat.2, 1993, 1519



.r).,r) . W ę g i e l s z k l i s t y I I

5 .5 . W ęgi e l s zk l i s t y

" Węgi e l s z k l i s t y" , l ub popr a w ni e j " w ęg i e l s z k l opodobny" z na ny j e s t na r yn -k u h a n d l o w y m o d w i e l u l a t . W l i t e r a t u r z e o b c o j ę z y c z n e j o k r e ś l a n y j e s t j a k o

" g l a s s - l i ke c a r bon" , " g l a s sy c a r bon" , l ub " v i t r e ous c a r bon" . M i mo, że j e gob u d o w a s t r u k t u r a l n a r ó ż n i s i ę o d ty p o w e j s t r u k t u r y s u b s t a n c j i b e z p o s t a c i o

w yc h , s z k l i s t yc h , j e dna kże n i e k t ó r e j e go c e c hy t a k i e j a k k r u c hość , c z y b r a kp o r o w a t o ś c i o t w a r t e j , w y s t ę p o w a n i e r n i k r o p o r ó w z a m k n i ę t y c h , n i e p r z e p u s z

c z a l n o ść d l a g a z ó w s ą p o d o b n e j a k d l a s u b s t a n c j i s z k li s t y ch | l | . Z p u n k t uw i dz e n i a s t r uk t u r w ęg l ow yc h t ą f o r mę w ęg l a z a l i c z a s i ę do w ęg l i o s t r uk t u r z e

g r a f i t u , z u w a g i n a r o d z a j h y b r y d y z a c j i a t o m ó w w ę g l a o d p o w i a d a j ą c e j l i yb r y d y z a c j i s p 2 . S t r u k t u r a j e s t s i l n i e z a b u r z o n a , a u p o r z ą d k o w a n i e b b k i e g o

z a s i ę g u , w y s t ę p u j e j e d y n i e w p ł a s z c z y z n a c h p o d s t a w o w y c h . I W y o w u-I ku-c i a c h subr n i k r oskopow yc h obn i ża j ą gęs t ość t e j f o r my w ęg l a , k i om w yuon i

l / 5 g / c m 3 ( w a r t ość t e o r e t yc z na d l a g r a f i t u w ynos i 2 . 2 ( i g / e m '1 ) O br o b i i

t e r m i c z n a w w y s o k i c h t e m p e r a t u r a c h ( p o w y ż e j 2 5 0 0 ( !) n ie p ro w a d ź i d oz n a c z ą c e j z m i a n y j e g o p a r a m e t r ó w s t r u k t u r a l n y c h i m i k r o s t r u k t i i r a l n y c h

N a p r z e s z k o d z i e s t o j ą w i ą z a n i a p o p r z e c z n e , s i e c i u j ą c e , z a b u r z o n e w a i .lwyg r a f i t o w e , u t r u d n i a j ą c e t y p o w e m e c h a n i z m y r e k r y s t a l i z a c y j n e w y s t ę p u j ą c e

w p r o c e s i e g r a f i t y z a c j i s u b s t a n c j i w ę g l o w y c h . T e n r o d z a j w ę g l a o t r z y n i uj e s ię d r o g ą k a r b o n i z a c j i i d o d a t k o w e j o b r ó b k i t e r m i c z n e j m a t e r i a ł ó w 01

g a n i c z n y c h , c h a r a k t e r y z u j ą c y c h s ię w y s t ę p o w a n i e m w i ą z a ń p o p r z e c z n y c h ,s p r z y j a j ą c y c h p o w s t a w a n i u p r o d u k t ó w s k o k s o w a n i a o s i ln i e z a b u r z o n e j

s t r uk t u r z e . Z uw a g i na pow s t a w a n i e na pr ęże ń c i e p l nyc h w t r a kc i e p i r o l i z yp r o c e s p r o w a d z o n y j e s t p r z y b a r d z o w o l n y m p o s t ę p i e t e m p e r a t u r y . 1 ' r o e e s

w y t w a r z a n i a p o l e g a n a p o w o l n y m o g r z e w a n i u n i e k t ó r y c h p o l i m e r ó w , t a k i c hj a k żyw i c a f u r f u r y l o w a , żyw i c a f e no l ow a , żyw i c a r e z o l ow a o r a z po l i e h l o i e k

w i ny l u , w a t m os f e r z e ob o j ę t ne j . Wy r oby j a k i e mo żna w ytw a .r z. ai w ęg l as z k ł o p o d o b n e g o m a j ą g r u b o ś ć o g r a n i c z o n ą d o k i l k u l ni l in i el r ów W y n i k a l o

z o g r a n i c z e ń z w i ą z a n y c h z k o n i e c z n o śc i ą o d p r o w a d z e n i e p r o d u k l ó w r a z u

w y c h p o d c z a s r o z k ł a d u p r e k u r s o r a , z j e g o w n ę t r z a d o p o w i e r z c h n i , a l a lże z w i e l kośc i na p r ęże ń c i e p l n yc h z w i ąz a nyc h z du żym skur c z e m i .1 m l \

m a sy s i ęga j ą 50% w a g . ) t ow a r z y sz ąc y m pr oc e sow i p i r o l i z y i ka r bo n i z a c j i nbs t r a t ó w . S t r u k t u r a w ę g l a s z k ł o p o d o b n e g o b y ł a p r z e d m i o t e m b a d a ń w i e l u

a u t o r ów [ 2 , 3 , 4 , 5 , 6 ] . M ode l budow y t a k i e go w ęg l a p r z e ds t a w i ony j e s t na r ys u n k u 5 . 1 3 .

Węgi e l t a k i t w or z y uk ł a d w s t ęg , k t ó r e ł ąc z ą s i ę z sobą z a pomoc ą s i l nyc h

w i ą z a ń , p o d o b n i e j a k w w a r s t w i e g r a f i t o w e j l u b p r z e p l a t a j ą s i c ; n a w z a j e m .W y b r a n e w ł a ś c i w o ś c i w ę g l a s z k ł o p o d o b n e g o o t r z y m a n e g o w t e m p e r a

t u r a c h 1000° ( ' i 2500" < ' z e s t a w i one są w t a be l i 5 . 5 . | l | .



:t7(i i i om a t c r i ał y w ę g l o w e i k o m p o z y t o w e

Typowe mocne przeplatanie

Slatie przeplatanie

I t.ys . 5 .13 . Model mik ro s t ruk tu ry i s t ru k tu r y węg la szk łopodobn ego .

W ł a s n o ś ć Jedno s tka 1000° C 2 5 0 0 ° C

Gęs tość g / c n i 3 1.50 1.55

P o r o w a t o ś ć o t w a r t a 0 0

Mikro twardość Yickersa MPa 200-230 180-210

A n i z o t r o p i a b r a k

Zawar tość pop io łu % 0.02

Wytrzymałość na śc i skan iena zg inan ie

M P aM P a

30 0100

Moduł Younga G P a 28 .5

Wielkość k rys t l i t ów, Lc 1.0-1.3

b r a k

0 .005

150-20060-80

22

1.5-3.0

Tab . 5 .5 . Wyb rane właściwości węg la szk łop odob nego .



l i i l > l i o g r a l i ; i

Z a c ho w a n i e s i ę w ęg l a s z k ł op od obn e go w ś r odow i sku b i o l og i c z nym ( l. kan

ka mi ękk a ) by ł o p r z e dm i o t e m w i e l o l e t n i c h ba da ń | 7 , 8 , 9 | . M a t e r i a ł t e n n i ew y w o ł u j e o d p o w i e d z i z a p a l n e j w t k a n c e p r z y l e g ł e j d o i m p l a n t u , a n i r e a k c j i

c i a ł a o k o ł o o b c e g o . C h a r a k t e r y z u j e s i ę d o s k o n a ł ą b i o z g o d r i o śc i ą, j e s t o d p ó rny c he m i c z n i e , odp or n y na śc i e r a n i e i w ś r odow i s ku b i o l og i c z ny m z a c h ow uj e ;

s i ę o b o j ę t n i e .

J e d n ą z w c z e ś n i e j s z y c h p r ó b w y k o r z y s t a n i a t e g o w ę g l a w m e d y c y n i e b yl a s t om a t o l o g i a . P i e r w sz e p r ób y do t y c z y ł y s z t uc z nyc h kor z e n i z ęba 110,1 11.

W t y m z a s t o s o w a n i u w ę g i e l s z k ł o p o d o b n y z o s t a ! w y k o r z y s t a n y j a k o k i e s z e ńd l a z a moc ow a n i a z a sa dn i c z e j c z ęśc i r dz e n i a w ykona ne go z e s t a l i . N i sk i mo-

d u ł Y o u n g a w ę g la s z k l i s t e g o w o t o c z e n i u k o s t n y m o b n i ż a n i e d o p a s o w a n i em e c h a n i c z n e ja k i e m o g ł o b y p o w s t a w a ć w b e z p o ś r e d n i m k o n t a k c i e z m e l n l o

w y r a r d z e n i e m . E l e m e n t y w y k o n a n e z w ęg l a s z k l i s t eg o s t o s o w a n e b y ły iówn i e ż r n . i n . w o r t o pe d i i , ka r d i oc h i r u r g i i i oku l i s t y c e . P r o w a d z on e by ły do

w i a d c z e n i a n a d z a s t o s o w a n i e m t e j f o r m y w ę g l a j a k o z a s t a w e k • e icn, d o w \ I

w o r z e n i a e l e m e n t ó w e l e k t r o d o w y c h r o z r u s z n i k a s e r c a , e l e m e n t y k o n l a k l u j nc c s i ę z k r w i ą , a t a kże j a ko subs t y t u t y t k a nk i kos t ne j | 12 | P uda n i n i i i l na d

o t r z y m y w a n i e m w ę g l a s z k ł o p o d o b n e g o i w y r o b ó w z t e g o m a t e r i a ł u d l a / at o s o w a ń m e d y c z n y c h w P o l s c e z a j m o w a ł s ię I n s t y t u t F i z y k i U M K w T o r u

n i u . P r o w a d z o n e b y ł y p r ó b y m . i n . z a s t o s o w a n i a t e j f o r m y w ę g l a w z a b i e g a c hr e k o n s t r u k c y j n y c h t w a r z o c z a s z k i [ 1 3 ]


| 1 ] L e Ca r bone - L or r a i ne : Carbon vitreux,, A pp l i c a t i on de l a bor a t o i r e e t

i n d u s t r i e l l e s - i n f o r m a c j e k a t a l o g o w e

|2] J e n k i n s G . M . , K a w a mu r a K . , Ba n L . L . , P r oc . I ( S oc L ond on ,

A 3 2 7 , 5 0 1 , 1 9 7 2

[3] N od a T . , Ina ga ki M. , Y am ad a S. , Jo ur . Non ( ' rys i . Sol id I . . I9l i ' l

[4] Ergun S. , Schehl R.R. : Carbon 11 , 127 , 1974

| 5 ] W i g n a ł G . D . , P i n g s C . J . : Carbon , 12,51,1974

|6] Kolar F . , Pot t P . , Ba l ik K. : Modeling the preparation eonditions oj

glassy carbon, A c t a M ont a na s e r . B , n r 3 , 1994

|7 ] l l o r nsy C . A . , J . M a t . , Re s . , 4 , 341 , 1970

|8 | M oo ne y V . , I l a r t m a n D . B . , M a t . P r oc . e ng i n e r . 16 , 268 , 197 3

[9] Sta l łan I R . K . , E ł C e n e i d y A . K . : Oral implant, 6, (2) , 79, 1975

| I 0 | G r e n o b l e D . E . : (bal Implant, 5 ( 1 ) , 1974



• 118 .' i B i o m a t e r i a ł y w ę g l o w e i k o it i p o z y t o w e

| l l | C I r e nob l e D . K . , V oss R . : Oral. implant, 6(4) , 1974

| I 2 | liiomineralizacja i biomateriały, r e d . A . S z y m a ń s k i , P W N , W a r s z a w a ,1991 I

113 | J a kub i a k , J . , Roz p ł oc h F . : Zastosowanie materiałów węgłowych w me-

dycynie ze szczególnym, uwzględnieniem, węgla szkłopodobnego, w Bi o -

i n i r t e r a l i z a e ji i b i o ma t e r i a ł a c h P W N , Wa r sz a w a , 221- 232 , 1991

r>.(». K o m p o z y t y w z m a c n i a n e w ł ó k n a m i w ę g l o w y m i

5 . 6 . 1 . P r z y d a t n o ś ć m a t e r i a ł ó w k o m p o z y t o w y c h w m e d y c y n i e

W ł ó k n i s t e m a t e r i a ł y k o m p o z y t o w e n a l e ż ą d o g r u p y m a t e r i a ł ó w , k t ó r e z e

w z g l ędu r t a pod ob i e ńs t w o bu dow y i w ł a śc iw ośc i do n i e k t ó r y c h żyw yc h t ka -n e k m o g ą s p e ł n i a ć r o l ę i m p l a n t ó w z d o l n y c h d o i c h z e s p a l a n i a , w y p e ł n i a n i a

l u b z a s t ę p o w a n i a . S z c z e g ó l n i e i s t o t n a m o ż e b y ć p r z y d a t n o ś ć t y c h m a t e r i a -ł ów w i nżyn i e r i i t ka nkow e j do s t e r ow a ne j r e ge ne r a c j i t ka ne k l ub w c h i r u r g i i

k o s t n e j d l a s p e ł n i e n i a f u n k c j i b i o m e c h a n i c z n y c h . W p i e r w s z y m p r z y p a d k u

i s t o t n a j e s t m o żl i w o ść o t r z y m a n i a p r z e s t r z e n n y c h , w i e l o k i e r u n k o w y c h p o d -ło/. y. I ) r u g a f u n k c j a w i ą że s ię z ic h d o b r y m i w ł a ś c i w o śc i a m i m e c h a n i c z n y m i ,

d z i ę k i e z e m u m o g ą p r a c o w a ć j a k o i m p l a n t y p r z e n o s z ą c e n a p r ę ż e n i a .

kość

tkanka miękka włókna

tys . 5 .14. Kom pozytow a budowa tkanki kostne j i tkanki miękkie j .

I ł y sune k 5 . I I p r z e d s t a w i a b u d o w ę t k a n k i m i ę śn i o w e j , k o s t n e j o r a z s z t u c z n e -

g o m a t e r i a ł u k o m p o z y t o w e g o o j e d n o k i e r u n k o w y m u ł o ż e n i u w ł ó k i e n . W t a -k i m m a t e r i a l e o d p o w i e d z i a l n e z a p r z e n o s z e n i e n a p r ę ż e ń s ą b a r d z i e j w y t r z y -

m a ł e i s z t y w n e w ł ó k n a , a o s n o w a s p e ł n i a r o l ę s p o i w a p r z e k a z u j ą c n a p r ę ż e n i ad o w ł ó k i e n .



! ).(> . K o m p o z y t y w z m a c n i a n e w ł ó k n a m i w ę g l o w y m i 3 7f>

Wa żną c e c hą ma t e r i a ł ów kompoz y t ow yc h j e s t moż l i w ość1 modelowania , s l . ruk t u r j e dn o- i w i e l ok i e r unko w yc h , de c yd u j ąc y c h n i e t y l ko o k i e r unka c h p r z e -

nosz e n i a na pr ęże ń , a l e t a kże o sposob i e pęka n i a , r oz k ł a dz i e po r ów i oddz i a -ł yw a n i u z e ś r odow i s k i e m b i o l og i c z nym [ 1 , 2 |. A n a l i z u j ąc moż l i w ość spe ł n i ę

n i a p r z e z k o m p o z y t f u n k c j i b i o m e c h a n i c z n e j u w z g l ę d n i ć t r z e b a c z y n n i k iodp ow i e dz i a l ne z j e d ne j s t r o ny z a w ł a śc i w ośc i me c ha n i c z ne , z d r ug i e j z a z a -

c how a n i e b i o l og i c z ne . D o p i e r w sz e j g r upy z a l i c z yć można c z ynn i k i z w i ąz a nez w ł a śc i w ośc i a mi s a my c h w ł ók i e n , ic h udz i a ł e m ob j ę t o śc i ow y m, o r i e n t a c j i !

o r a z a d h e z j ą n a g r a n i c y f a z w ł ó k n o - o sn o w a . D r u g ą g r u p ę s t a n o w i ą c z y n n i k ic h e m i c z n e i s t r u k t u r a l n e o p i s u j ą c e m a t e r i a ł w ł ó k n a i o s n o w y ( r y s. 5 . 1 5 ) .

• udział i rodzaj włókien I właściwści• adhezja na granicy faz V mechaniczne« or ientacja włókien [ materiału

• m a te r ia ł o s n o w y• materia ł w łókna• a dh ez ja

K.ys. 5.15. C zynn iki decy duj ące o właściwościach mech aniczn ych i biologicznychkompoz y t ów .

Z e s p ó ł t y c h c z y n n i k ó w j e s t o d p o w i e d z i a l n y z a b i o f u n k c y j n o ś ć i b i o z g o d n o ś ćm a t e r i a ł u . I s t o t n ą z a l e t ą t y c h m a t e r i a ł ó w j e s t m o ż l i w o ś ć p r o j e k t o w a n i a i c h

w ł a śc i w ośc i w s z e r ok i c h g r a n i c a c h popr z e z z mi a n ę ud z i a ł u o b j ę t ośc i ow e goi a r c h i t e k t u r y p r z e s t r z e n n e g o u ł o ż e n i a w ł ó k i e n . W p r z y p a d k u k o m p o z y t ó w

j e d n o k i e r u n k o w y c h , p o s ł u g u j ą c s i ę m o d e l e m r ó w n o l e g ł y m m o ż n a w p r o s t ys p o s ó b o b l i c z a ć m o d u ł Y o u n g a i w y t r z y m a ł o ś ć k o m p o z y t u k o r z y s t a j ą c z

n a s t ę p u j ą c y c h r ó w n a ń :

Ec = Ej • Vf + Em • v rn

ac = aj • Vj + am • vm

gdz i e : EC) Ej, Em - m o d u ł y Y o u n g a o d p o w i e d n i o : k o m p o z y t u , w ł ó k n a I o

now y, ( r c , a j , a T n - w y t r z y m a ł o ś c i o d p o w i e d n i o : k o m p o z y t u , w ł ó k n a i o s

n o w y , vj,vm - u d z i a ł y w ł ó k i e n i o s n o w y w k o m p o z y c i e .

W p r z y p a d k u z ł o ż o n y c h s t a n ó w n a p r ę ż e ń d z i a ł a j ą c y c h n a i m p l a n t , i s tn i e j e m o ż l i w o ść o t r z y m y w a n i a w i e l o k i e ru n k o w y c h k o m p o z y t ó w , w k t ó r y c h

w ł ó kna u ł ożo ne są z god n i e z, k i e r unk i e m dz i a ł a n i a na pr ęże ń . T a ką l unk c j on a l n ą b u d o w ę o b s e r w u j e s i t ; w t k a n c e k o s t n e j , g d z i e k r y s z t a ł y h y d r o k s y a p a

t y t u u ł o ż o n e s ą z g o d n i e z t r a j e k t o r i ą d z i a ł a j ą c y c h n a p r ę ż e ń . R y s u n e k 5 . Ki

l zachowanief biologiczne



' I .' ) B i o m a t e r i a ł y w ę g l o w e i k o m p o z y t o w e . "

b)

Hys . 5 .16 . Sposob y u łożen ia włók ien w kompozyc ie : a ) s t ru k tu ry k i erunkowe, b )rozk ład naprężeń w kości udowej .

p r z e d s t a w i a s p o s o b y u ł o ż e n i a w ł ó k i e n w k o m p o z y c i e o r a z r o z k ł a d n a p r ę ż e ń

w t k a n c e k o s t n e j .

M o d e l e b u d o w y k o m p o z y t ó w w i e l o k i e r u n k o w y c h s ą b a r d z i e j z ł o ż o n e , c o

c z ę s t o w y m a g a z a s t o s o w a n i a m e t o d s y m u l a c j i k o m p u t e r o w y c h d o o b l i c z a -

n i a w i e l k ośc i n a p r ę ż e ń o r a z o p t y m a l i z a c j i b u d o w y i k s z t a ł t u . D o s t ę p n e p r o -

g r a m y k o m p u t e r o w e , o p a r t e o m e t o d y e l e m e n t ó w s k o ń c z o n y c h ( M E S ) i e l e-

m e n t ó w b r z e g o w y c h ( M E B ) o t w i e r a j ą m o żl iw o śc i p r o j e k t o w a n i a m a t e r i a ł ó w

i zo - i a n i z o t r o p o w y c h , z a w i e r a j ą c y c h r ó w n i e ż w a r s t w o w e s t r u k t u r y g r a d i e n -

towe [1 ,2 ] .

O r i e n t a c j a w ł ó k i e n w k o m p o z y c i e j e s t j e d n y m z g ł ó w n y c h c z y n n i k ó w d e -

c y d u j ą c y c h o w ł a ś c i w o śc i a c h s p r ę ż y s t y c h m a t e r i a ł u .

I D

2D

3 D

MD

50-300 GPa

20-30 GPa

10-20 GPa

1-10 GPa

Hys . 5 .17 . Moduł Younga komj>ozy tów o różnej o r i en tac j i w łók ien w ęg lowych .

J a k w y n i k a z r y s u n k u 5 . 1 7 . k o m p o z y t y z w ł ó k n a m i w ę g l o w y m i m o g ą w y k a -

z y w a ć m o d u ł Y o u n g a z m i e n i a j ą c y si ę w g r a n i c a c h o d k i l k u d o k i l k u s e t ( 3 P a .



!).(>.K o m p o z y t y w z m a c n i a n e w ł ó k n a m i w ę g l o w y m i 37f >

Wielkość ta d la tkanki kostnej zb i te j wynosi ok , ' . ! ( ) GPn. T y lk o m a te r i a łyk o m p o zy to we są w s t an i e sp e łn ić wy m o g i d l a im p lan tó w d o ze sp o leń k o si .n y ch zap ewn ia ją c d o b r ą k o m b in ac ję właś c iwo ś c i m ech an iczn y ch t j . wy so k ąwy t r zy m a ło ś ć , d o b r ą o d p o r n o ś ć n a p ę k an ie i n i sk i , zb l iż o n y d o k o śc i m o d n iYo u n g a .

W ie lk o ś ć o b c ią żen ia p r zen o s zo n eg o p r zez k o ść i p r zez im p lan t j e s t b ez -p o ś r ed n io zwią zan a z i ch m o d u ł am i sp r ę ży s to ś c i . Do p aso w an ie sz ty w n o ś c iim p lan tu d o sz ty wn o ś c i k o ś c i o g r an i cza ją ce z j awi sk o "p r ze sz ty wr i i a r i i a k o ś

c i" , s t a j e s ię p o d s t a wo wy m wy m o g ie m b io r n ech an iczn y r n s to so wan y c h im -p lan tó w. Nie są g o w s t an i e sp e łn ić m a te r i a ły k o n wen c jo n a ln e , szczeg ó ln i e

m e t a l e i t w o r z y w a c e r a m i c z n e , n a t o m i a s t k o m p o z y t y , p r z y o d p o w i e d z ap r o j ek to wan iu i ch m ik r o s t r u k tu r y , m o g ą wy k azy wać r ó wn o cześ n ie wy so k i )wy t r zy m a ło ś ć o r az n i sk ą sp r ę ż y s to ś ć [ 1 , 2 ] . C ech a t a , p r zy d o b r e | wy l i \m a ł o ś c i z m ę c z e n i o w e j s t a n o w i p o d s t a w ę w y k o r z y s t a n i a tego t y p u mnlcimlów w chirurg i i kości .

P o d s t a w o w y m p r o b l e m e m p r z y p r o j e k t o w a n i u m a t e r i a ł u k o m p o z y t o w ig o d l a ce lów m ed y czn y c h j e s t w łaś c iwy d o b ó r w łó k ien i o sn o wy ( r y s 5 | h iAn a l i za b io zg o d n o ś c i r ó ż n y ch m a te r i a łó w s to so wan y c h w ch a r ak t e r ze n up lan tó w wsk azu je , ż e p o d ty m wzg lę d em wy r ó ż n ia ją s ię two r zy wa ce r am ic z n e n a b a z i e h y d r o k s y a p a t y t u , f o s f o r a n ó w w a p n i a , b i o s z k i e ł, c e r a m i k a i nc it r i a , i n e r tn e i r e so r b o wa ln e p o l im er y o r az m a te r i a ły wę g lo we [ 1 , 2 , 3 | . W szy s fk i e t e m a te r i a ły ch a r ak t e r y zu ją s ię n i ek o r zy s tn y m i właś c iwo ś c iam i i n ec l i an i c z n y m i .

•HAPBiozgodność • T C P

• bioszkła• ceramika inertna• polimery resorbowalne. polimery inertne• materiały węglowe

fazy wzmacniające

Biofunkcyjność ceramiczne whiskersy i włćikii.i(funkcja (HAP , whiskersy (HAP , węcjluwu,

biomechaniczna) A l 2 0 3 Zr O i polilaktydowe

Rys. 5 .18. Biozgodne mate r ia ły na osnowy i włókna w kompozycie .

Jak wy n ik a z t ab . 5 . 6 . w p r zy p ad k u m a te r i a łó w ce r am iczn y ch i wę g lo wy chp o d s t a w o w y m p r o b l e m e m j e s t n i s k a w a r t o ś ć k r y t y c z n e g o w s p ó ł c z y n n i k a i n -t en sy wn o ś c i n ap r ę ż eń ( K/c ) > w p r zy p ad k u p o l im e r ó w n i sk a wa r to ś ć wy t r zy

m a ło ś c i . Jed n ą z g łó wn y ch d r ó g p o p r a wy ty ch n i ek o r zy s tn y c h właśc iwo ś c ij e s t , wp r o wad zen ie włó k ien wzm acn ia ją cy ch . Mo g ą o n e zn aczn ie p o d wy ż sza / 'z a r ó w n o o d p o r n o ś ć na p ę k an ie j ak i i n n e właśc iwo śc i m ech an iczn e .



• 118 i B i o m a t e r i a ł y w ę g l o w e i k o i t i p o z y t o w e

M a te r i a !

Właściwości

M a te r i a !wytrzymałość': lia

rozciąganie [MPa |mo d n i Y o u n g a

[G Pa jKi e

[ M P a m 1 / 2 )gęstość[g / c m 3 |

stal 316L 480 200 95 7.8

ty t a n 680 105 80 4. 5

AI2O3 250 407 4.5 3.94

l iy d ro k sy a p a ty t 117 34.5 1.1 3.16

polisulfon (PSU) 72.8 2 .1 2-5 1.24

poli laktyd (PLA) 32.5 1.9 1-3 1.221 >»lie te roe teroketon( P l i E K ) 150 1.8 2- 5 1.31

pirowęgiel 50 12 1.5 1.55

kość zbita 130 18 3-10 1.5

Tttl>. 5.6. Właściwości mecha niczn e niektórych ma teriał ów z gru py met ali , poli-merów i tworzyw ceramicznych s tosowanych w medycynie .

D u ż y p r o b l e m p o j a w i a s ię j e d n a k z d o b o r e m b i o z g o d n y e h w ł ó k i e n . D o b r ą

b i o z g o d n o ś ć w y k a z u j ą t y l k o w ł ó k n a w ę g lo w e o t r z y m a n e w o k r e śl o n y c h w a -

r u n k a c h , w ł ó k n a z p o l i m e r ó w r e s o r b o w a l n y c h o r a z w h i s k e r s y o t r z y m a n e zI I A l ' [ 4 , 5 , 6 ] . S t w a r z a t o n i e w i e l k i e moż l i w ośc i kombi na c j i w ł ók i e n i o snow y

w c e lu o t r z y m a n i a k o m p o z y t ó w o w ł a śc i w o śc i a c h p r z y d a t n y c h d l a d a n e jf unkc j i b i o l og i c z ne j .

. l a k s t w i e r d z o n o w w i e l u p r a c a c h d o t y c z ą c y c h m a t e r i a ł ó w k o m p o z y t o -

w y c h , w ł ó k n a w ę g l o w e s z c z e g ó l n i e d o b r z e m o g ą w s p ó ł p r a c o w a ć z o s n o w a m ip o l i m e r o w y m i i w ę g l o w y m i . W i ą ż e si ę t o z d o b r ą s t a b i l n o ś c ią t e r m o d y n a -

m i c z n ą t y c h u k ł a d ó w o r a z d o b r ą a d h e z j ą w ł ó k i e n d o t y c h o s n ó w . W ł ó k n aw ę g lo w e m o g ą b y ć s t o s o w a n e w r ó ż n y c h p o s t a c i a c h g e o m e t r y c z n y c h t a k i c h

j a k : r ow i ng , t ka n i ny , ma t y , w pos t a c i c i ę te j ( w ł ókn a k r ó t k i e ) o r a z uk ł a dó wh y b r y d o w y c h z i n n y m i t y p a m i w ł ó k i e n , c o u ł a t w i a o b r ó b k ę i f o r m o w a n i e

k o m p o z y t ó w o k o n t r o l o w a n e j m i k r o s t r u k t u r z e i z a d a n y c h w ł a ś ci w o ś c i ac h .

W a ż n ą i z n a c z ą c ą z a l e t ą k o m p o z y t ó w o o s n o w a c h p o l i m e r o w y c h i wę -

g l o w y c h w z m a c n i a n y c h w ł ó k n a m i w ę g l o w y m i j e s t t a k ż e p r z e z r o c z y s t o ś ć d l ap r o m i e n i r e n t g e n o w s k i c h | 7 , 8 |. M a t o i s t o t n e z n a c z e n i e w o b s e r w a c j i p r o c e s u

z r o s t u k o s t n e g o o r a z w l e c z e n i u z ł a m a ń u p a c j e n t ó w z n o w o t w o r a m i .

. la k w yn i ka z r ys un ku 5 . 19 . , p r z e z r oc z y s t ość d l a p r om i e n i r e n t g e no w -

k ic li k o m p o z y t ó w z o s n o w a m i p o l i m e r o w y m i ( C F R P - c a r b o n f i b e r s r e i n f o r -

c c d p o l y m e r ) i w ę g l o w y m i ( C F R C - c a r b o n f i be rs r e i n f o r c e d c a r b o n ) w z m a -c n i a n y m i w ł ó k n a m i w ę g l o w y m i k s z t a ł t u j e si ę n a p o z i o m i e tk a n e k m i ę k k i c h .

W p r z y p a d k u t y p o w y c h z ł a m a ń p o z w a l a t o o b s e r w o w a ć p r o c e s z r o s t u k o s t -n e g o n a c a ł y m o b s z a r z e z ł a m a n i a , t a k ż e p o d i m p l a n t e m . J e s t t o z a s a d n i c z a

z a l e t a w s t o s u n k u d o o s t e o s y n t e z y m e t a l o w e j . P o w i ą z a n i e d o b r e j p r z e p u s z -



i I i i o n i i it i M i a l y w ę g l o w e i k o m p o z y t o w e

iisiiiiwa ui ^aim /.n;iwtukiiu węglowe

wlnknn węgloweporowata osnowa

węglowaspękaniu

na granicy faz

z w ę g l a n i e 1 0 0 0 ° C

u b y t k i m a s ys k u r c z

n a p r ę ż e n i a w e w n ę t r z n eX

i i j . .T

k o m p o z y t w y j ś c i o w yw ł ó k n o w ę g l o w e -or ganic z ny pr e kur s or

o s n o w y

kompoz yt w ę gie l -w ę gie l

Hys. 5.20. Mechanizm t ransfo rma cj i preku rsora organicznego w osnowę węglową.

G ł ó w n y m k r y t e r i u m w y b o r u p r e k u r s o r a o s n o w y w ę g lo w e j j e s t p o z o s t a ł o ś ćw ę g l a p o p r o c e s i e k a r b o n i z a c j i . Z t e g o p u n k t u w i d z e n i a , j a k w y n i k a z t a b e l i

5 . 7 . d o g ł ó w n y c h p r e k u r s o r ó w z a l i c z y ć m o ż n a ż y w i c e f e n o l o w o - f o r m a l d e h y -d o w e o r a z p a k i , b ę d ą c e p r o d u k t e m p o p r z e r ó b c e w ę g l a k a m i e n n e g o l u b r o p y

n a f t o w e j .

Ro dza j pol imeru Pozosta łość po zwęgleniu [%]

Ż ywica fenolowo- form adehydo wa 52-60

Żyw ica na baz ie a lkoholu fur furylowego 50

Pol iakryloni t ryl 44.3

Ż ywica epoksyd owa 10.1

Ż ywica j>oliestrowa na bazie styr enu 0.9

Paki węglowe 55-75

Tab. 5.7. Preku rsory osnów węglowych.

G ł ó w n ą m e t o d ą o t r z y m y w a n i a k o m p o z y t ó w w t y m p r z y p a d k u j e s t c ie k ł a

i m p r e g n a c j a . O g ó l n y s c h e m a t t e g o p r o c e s u p r z e d s t a w i a r y s . 5 . 2 1 .

I n n ą m e t o d ą c z ę ś c i e j u ż y w a n ą d o d o s y c a n i a k o m p o z y t u j e s t c h e m i c z n eo s a d z a n i e z f a z y g a z o w e j ( C V D ) l u b c h e m i c z n a i m p r e g n a c j a z f a z y g a z o w e j

( ( ' V I ) | M , 1 5 ) . W t y m p r z y p a d k u w y k o r z y s t u j e s i ę r o z k ł a d t e r m i c z n y w ę g -l o n o śn y c h g a z ó w t a k i c h j a k : m e t a n , p r o p a n , p r o p y l e n . E f e k t e m k o ń c o w y m

jesl w i e l o f a z ow y uk ł a d w ł ókn o w ęg l ow e - o sn ow a w ęg l ow a - po r y . O sn ow aw ęgl ow a może s t a now i ć t a kże uk ł a d w i e l o f a z ow y z ł ożony z f a z y w ęg l ow e j

o t r z y m a n e j z r o z k ł a d u t e r m i c z n e g o p r e k u r s o r a o r g a n i c z n e g o o r a z w a r s t w y

p i r ow ęgl a na n i e s i one j z f a z y ga z ow e j . W kompoz yc i e t ym ka żda z f a z s j ) e ł -n i a o k r e ś l o n ą f u n k c j ę . W p r z y p a d k u t e g o k o m p o z y t u i s t n i e j e k i l k a c z y n -

u i ków , k t ó r e mo gą de c y dow a ć o końc ow yc h w ł a śc i w ośc i a c h f i z yko- c he m i -c z nyc h i b i o l og i c z nyc h . N a l e żą do n i c h r od z a j w ł ók i e n w ęg l ow yc h , i ch na -

n o s t r u k t u r a , s t a n p o w i e r z c h n i , o r i e n t a c j a p r z e s t r z e n n a i u d z i a ł o b j ę t o ś c i o -



!).(>. K o m p o z y t y w z m a c n i a n e w ł ó k n a m i w ę g l o w y m i 37f>

Włóknowęglowe

1'iekursoi osnowy(paki, >ywiic I I)

-•A A

Nasycanie

Graf ityzacja —(prekursor z paków)

Kom pozyt C- C(krystaliczny)

Laminowanie(prepregi)

IPrasowanie

1ZwęglanieImpregnacja

i '— Rekar boui /a i ja

Kom pozyt C- C(amorf iczny)

Hys. 5.21. Schemat ot rzymywania kompozytów węgie l -węgie l metodą • icklej linp r e gna c j i .

w y , r o d z a j p r e k u r s o r a o s n o w y w ę g l o w e j , a d h e z j a n a g r a n i c y f a z , w a r u n k io t r z y m y w a n i a . W s z y s t k o t o s p r a w i a , ż e d l a z a s t o s o w a ń m e d y c z n y c h m u s z ą

b y ć śc i śl e o k r e ś lo n e p a r a m e t r y m i k r o s t r u k t u r y i w ł a śc i w o śc i . Z a s a d n i c z y mp r o b l e m e m j e s t d o b ó r w z m a c n i a j ą c y c h w ł ó k i e n w ę g lo w y c h , k t ó r e z j e d n e j

s t r o n y p o w i n n y c h a r a k t e r y z o w a ć s ię d o b r ą b i o z g o d n o ś ci ą , z d r u g i e j w l a śc i w i e w spó ł p r a c ow a ć z osnow ą w ęg l ow ą . I c h g ł ów na r o l a sp r o w a dz a s i ę do

pr z e nosz e n i a na pr ęże ń , c o w duże j mi e r z e z a l e ży od a dhe z j i na g r a n i c y l i i /i r e l a c ji p o m i ę d z y m o d u ł a m i Y o u n g a w ł ó k i e n i o s n o w y . J a k w y n i k a z t n i j

w y m i a r o w e j z a l e żn o ś ci w y t r z y m a ł o ś ć k o m p o z y t u o d k s z t a ł c e n i e zn i s / i /<n i a w ł ók i e n - w y t r z y ma ł ość na m i ędz y w a r s t w ow e śc i na n i e | l f i | na j l e p

w y t r z y m a ł o ś ć w y k a z u j ą k o m p o z y t y w z m a c n i a n e w ł ó k n a m i w ę g l o w ym i w \s o k o m o d u ł o w y m i p r z y z a c h o w a n i u p o ś r e d n i e j w i ęz i n a g r a n i c y f a z w ł ó k n o

- o s n o w a . P r z e d s t a w i o n e w a r u n k i p o t r z e b n e d l a o t r z y m a n i a i n n k ss i n n li ie iw a r t ośc i w y t r z y ma ł ośc i n i e i dą w pa r z e z w y mo ga m i b i o l og i c z ny nu . D o l .y

c z y t o p r z e d e w s z y s t k i m w ł ó k i e n w y s o k o m o d u ł o w y c h o n i s k i ej w a r t o śc i o d

k s z t a ł c e n i a z n i s z c ze n i a , k t ó r y c h n i e k o r z y s t n e z a c h o w a n i e b i o lo g i c z n e z o s t a ł op o t w i e r d z o n e w b a d a n i a c h in miro i in vivo | - 1 , 17 , 18 | . Wł ókna t e po p r o

c e s i e c z ęśc i ow e j de g r a da c j i w ś r odow i sk u b i o l og i c z nym m og ą w yw oł yw a ć

s t a ny z a pa l ne . Z w i ąz a ne j e s t , t o g ł ów ni e z w i e l kośc i ą k r ys t a l i t ów g r a f i t ow yc hw y s t ę p u j ą c y c h w s t r u k t u r z e t y ch w ł ó k i e n . W y m ó g b i o z g o d n o śc i n a j l e p i e jspe ł n i a j ą w ł ókna i i i sko i nod i i l ow e o ma ł e j w i e l kośc i k r ys t a l i t ów g r a f i t ow yc h



: t 7 ( i l i i o m a t c r i a ł y w ę g l o w e i k o m p o z y t o w e

( k i l ka r un ) , z k i l k upr oc e n t o w ą z a w a r t ośc i ą t l e nu i z obe c nośc i ą p ow i e r z c h-

n i o w y c h g r u p f u n k c y j n y c h o c h a r a k t e r z e z a s a d o w y m . G r u p y t e k o r z y s t n i ew p ł y w a j ą n a r e a k c j ę k o m ó r k o w ą . W k o m p o z y t a c h n a t o m i a s t i s t o t n i e j s z e s ą

g r u p y o c h a r a k t e r z e k w a s o w y m , j a k k a r b o k s y l o w e i f e n o l o w e , k t ó r e o d p o -w i e dz i a l ne są z a t w or z e n i e w i ęz i o c ha r a k t e r z e c he mi c z nym, na j c z ęśc i e j z

o s n o w a m i o r g a n i c z n y m i . B i o z g o d n o ś ć j e s t j e d n a k c z y n n i k i e m n a j w a ż n i e j -s z y m , c o p o w o d u j e , ż e d l a c e l ó w m e d y c z n y c h c z ę s t o o t r z y m u j e s i ę k o m p o -

z y t y z w ł ó kna mi w ęg l ow y mi o w ł a śc i w ośc ia c h da l e k i c h od op t ym a l ny c h . P o-d o b n e j s y t u a c j i m o ż n a o c z e k i w a ć w p r z y p a d k u o s n ó w w ę g lo w y c h . W p r a c y

| l l | p r o w a d z o n o b a d a n i a s t o s u j ą c t a k i e p r e k u r s o r y o r g a n i c z n e j a k : ż y w i -c e I c u o l o w o f o r m a l d e h y d o w e o r a z p a k i , k t ó r e z a p e w n i a ł y u z y s k a n i e o s n ó w

w ę g l ow y c h o z r ó ż n i c o w a n e j m i k r o s t r u k t u r z e , w t y m : w i e lk o śc i k r y s t a l i t ó w

i p o r o w a t o ś c i .

Rodza j os nowy

Właściwość

Rodza j os nowy Lc[nm]

wytrzymałośćna zginanieazg [MPa]

wytrzymałość na. rniędzywarstwowe

ścinanie ILSS [MPa]gęstość p[ g /cm 3]

porowatośćotwar ta[% }

CFRC-I (żywica feno-

1 c >wo- formaldehydowa) 3 370 19.1 1. 3 10.3

0KRO- I I pak 25 600 23.6 1.8 5. 6

I uh. 5.8. Właściwości f izyczne komp ozytów CF RC ot rzym anych z różnych preku r -sorów.

W t a be l i 5 . 8 . j ) r z e ds t a w i ono w ł a śc i w ośc i f i z yc z ne posz c z e gó l nyc h f a z w ęg l o -w y c h M a t e r i a ł y t e w y k a z u j ą z r ó ż n i c o w a n e z a c h o w a n i e w s z t u c z n y m ś ro d o -

w i s k u b i o l o g i c z n y m .

H P rze t '| | po 10 tygodn iach

— 23.6 —

19 19.1

10

P AK żywica f-f

M a t e r i a ł

Hys. 5.22. Zmiany w ytrzymałośc i na rniędzywars twowe śc inanie k omp ozytówotrzym anych z różnych prekursorów j>o prze t rzym ywan iu 10 tygodniw płynie izotonicznyin.



!).(>. K o m p o z y t y w z m a c n i a n e w ł ó k n a m i w ę g l o w y m i 37f>

2500(0

q_ 2000000>—<

15D0caO.o 1000T/ to 500o . 500

>0

EL I """1| pa lii tygodniach

. im

1630 1570

. im

1600

. imimim

i

PAK żywica ffMateriał

Hys. 5.2.3. Zmiany prędkości f a l i ul t r adźwiękowej podłużne j prostopadłe j do ki rrunku ułożenia włókien w kompozytach ot rzymanych z różnych pickursorów po prze t rzymywaniu przez 10 tygodni w płynie i/oł.nuic/.uytn

N a r y s u n k a c h 5 . 2 2 i 5 . 2 3 . p r z e d s t a w i o n o z m i a n y n i e k t ó r y c h w l i en iwo m i i ih

c h a n i c z n y c h t y c h k o m p o z y t ó w p o p r z e t r z y m y w a n i u w p ł y n a c h l i/ J ol u gi i

nyc h. Doty czy to wy trz ym ało śc i na rniędzywars twowe śc inanie , wie lko i |op i s u j ąc e j a dhe z j ę na g r a n i c y f a z w ł ók no - o snow a o r a z p r ędkośc i r o / c h od , 1

n i a s i ę f a l i u l t r a d ź w i ę k o w e j w k i e r u n k u p r o s t o p a d ł y m d o k i e r u n k u u l o z e n t nw ł ó k i e n . T a d r u g a w i e l k o ść p o w i ą z a n a j e s t z m i k r o s t r u k t u r ą m a t e r i a ł u i w

d u ż y m s t o p n i u z a l e ż y o d b u d o w y o s n o w y w ę g l o w e j .

U z y s k a n e w y n i k i b a d a ń w s k a z u j ą , ż e o s n o w a w ę g l o w a o t r z y m a n a z ż y

w i c y f c n o l o w o - f o r m a l d e h y d o w e j j e s t b a r d z i e j p o d a t n a r ta d z i a ł a n i e ś ro d ow i ska b i o l og i c z ne go , c z e go e f e k t e m j e s t j e j s t opn i ow a de gr a da c j a . . P r oc e s

t e n m o ż e b y ć i n i c j o w a n y n a p o w i e r z c h n i k o m p o z y t u , c o i l u s t r u j ą o b r a z ymi kr oskopow e ( r ys . 5 . 24 . ) l ub na g r a n i c y f a z w ł ókno - o snow a .

Hys. 5.24. Powierzchnia boczna kompozytu węgiel węgiel otrzyma nego z żywicyfenolowo formaldehydowej (pow. 1000x) a) stan wyjściowy l>) po przeI rżymy wuiilu w płynie fizjolog icznym.



: !7 H i H i o i n a t . o r i ał y w o l o w e i k o m p o z y t o w e

( ' z ęśc i o w a d e g r a d a c j a z o s t a ł a p o t w i e r d z o n a r ó w n i e ż w b a d a n i a c h in vivo.

M o ż e b y ć o n a w y n i k i e m e r o z j i m a t e r i a ł u w ę g l o w e g o w p ł y n a c h u s t r o j o w y c h ,

j a k i o d d z i a ł y w a n i a c h e m i c z n e g o . , l ak w y k a z a ł y b a d a n i a u l t r a d ź w i ę k o w e

o r a z b a d a n i a w p o d c z e r w i e n i , n a s t ę p u j e p r z e b u d o w a w a r s t w p o w i e r z c h n i o -w y c h k o m p o z y t ó w . J e s t o n a s z c z e g ó l n i e w i d o c z n a w k o m p o z y t a c h z a w i e r a -

j ą c y c h f a z ę w ę g lo w ą o t r z y m a n ą z ż y w i c y f e n o l o w o - f o r m a l d e h y d o w e j . W t y mp r z y p a d k u o b s e r w u j e s i ę t w o r z e n i e p o ł ą c z e ń t y p u C = O k o s z t e m s i l n y c h

w i ąz a ń t ypu C — C , c o s p r z y j a p r o c e s o w i d e g r a d a c j i .

O b s e r w a c j e h i s t o p a t o l o g i c z n e w y k a z a ł y r ó w n i e ż , ż e m a t e r i a ł w ę g lo w yu lei1,a w d a l s z y m e t a p i e p r o c e s o w i r e s o r p c j i , a z j e g o p o c h ł a n i a n i e m z w i ą z a n yj e s t m e c h a n i z m f a g o e y t o z y . L i c z b a m a k r o f a g ó w w y s t ę p u j ą c a w o k ó ł i m p l a n -

l u , j a k i s t op i e ń po c h ł a n i a n i a d r ob i n w ęg l a z a l e ży od r o dz a j u f a z w ęg l ow yc hs t a n o w i ą c y c h o s n o w ę k o m p o z y t u . W b a d a n i a c h p r o w a d z o n y c h p r z e z S z u -

mi e ! 119 , 20] w sz c z e p i a no doo t r z e w now o z a w i e s i nę p r osz ku w ęg l ow e go o s t r u -k t u r z e k r y s t a l i c z n e j o t r z y m a n e j z p a k u o r a z o s t r u k t u r z e a m o r f i c z n e j o t r z y -

m a n e j z ż y w i c y f e n o l o w o - f o r m a l d e h y d o w e j .

W k a m e r z e B u r k e r a o z n a c z a n o l i c z b ę w s z y s t k i c h m a k r o f a g ó w z a w i e r a -j ą c y c h d r o b i n y w ę g l a . O b l i c z o n o o d s e t e k k o m ó r e k ż e r n y c h z d e p o z y t a m i w ę -

g l a w s t o s u n k u d o o g ó l n e j l ic z b y m a k r o f a g ó w . U z y s k a n e w y n i k i p r z e d s t a -w i ono na r ys . 5 . 25 .

AlOO

•oU)ro

iro

ro_QNO

1 -

f~l - faza węglow a otrzymana z paku (krystaliczna)

® - faza węglowa otrzymana z żywicy fenolowo-

formaldehydowej (amorficzna)

I

IK: .'>.25. Po rów nanie liczby mak rofagó w zaw ierający ch cząstki węglowe otrz y-mane z różnych prekursorów. I - ca łkowi ta l iczba makrofagów, I I -l iczba makrofagów zawiera jących cząstki węgla .

I . ic z b a m a k r o f a g ó w o t r z e w n o w y c h o g ó ł e m j es t, w y ż sz a w g r u p i e z a w i e r a j ą c e j

p r osz e k w ęg l ow y o t r z ym a ny z g r a l i t yz o w a n e go pa ku . Wi ększ a , l i c z ba ma k r o -



!).(>. K o m p o z y t y w z m a c n i a n e w ł ó k n a m i w ę g l o w y m i 3 7f >

f a g ó w b ę d ą c a o d p o w i e d z i ą t k a n e k b i o r c y n a w p r o w a d z o n y m a t e r i a ł ś w i ad

c z y o g o r s z e j b i o t o l e r a r i c j i p r o s z k u o t r z y m a n e g o z p a k u , o d o t r z y m a n e g o zż y w i c y f e n o l o w o - f o r m a l d e h y d o w e j . L i c z l ) a m a k r o f a g ó w z a w i e r a j ą c y c h d r o

b i ny w ęg l a j e s t z na c z n i e w i ększ a w p r z yp a dk u l a z y w ęg l ow e j a m or f i c z ne jo t r z y m a n e j z ż y w i c y fe n o l o w o - f o r m a l d e h y d o w e j . Ś w i a d c z y t o o i n t e n s y w

r t i ej s z y m o d d z i a ł y w a n i u i ł a tw i e j s z e j fa g o c y t o z i e d r o b i n w ę g l a p o w s t a ł y c hz b i o d e g r a d a c j i a m o r f i c z n e j f a z y w ę g lo w e j . P o n i e w a ż b a d a n i a t e d o t y c z y ł y

p r o s z k ó w w ę g lo w y c h o t r z y m a n y c h z ż y w i c y f e n o l o w o - f o r m a l d e h y d o w e j o r a z

p a k u , m o ż n a o g ó l n i e st w i e r d z i ć, ż e n a p r o c e s p o c h ł a n i a d r o b i n w ę g l ow y c hpr z e z komór k i że r ne i s t o t ny w pł yw w yw i e r a s t op i e ń k r ys t a l i c z nośc i l a z yw ęgl ow e j .

N a p r o c e s d e g r a d a c j i w p ł y w m a ró w n i e ż m i e j s c e i i n p l a n t a c | i S l n p i c n

de gr a da c j i ma t e r i a ł u w ęg l ow e go w kośc i gąbc z a s t e j j e s t , z de c ydow a n i e w i ększ y n i ż w kośc i z b i t e j . Różn i c e t e mo żna w y j a śn i ć bud ow ą t yc h dw óc h i1 u f

t u r kos t nyc h . T ka n ka gąbc z a s t a kośc i j e s t l e p i e j uk r w i ona , a p i i nnu ] w n i ns t r u k t u r a u m o ż l i w i a i n t e n s y w n i e j s z ą c y r k u l a c j ę p ł y n ó w u s t r o j o w y i l i I ' ow o

du j e t o z w i ększ e n i e pow i e r z c hn i ko n t a k t u t ka n e k i p ł yn ów z w pr ow n d ' o i iy i ui m p l a n t e m , a t y m s a m y m j e g o s z y b s z ą d e g r a d a c j ę , . l a k w y k a z a ł y b a d a n i a

w p o d c z e r w i e n i , n i e o b s e r w u j e s i ę w t y m p r z y p a d k u z m i a n c h e m i c z n y c h , c oś w i a d c z y o t y m , że d e g r a d a c j a m a c h a r a k t e r m e c h a n i c z n y .

O d d z i a ł y w a n i e t k a n e k b i o r c y z w s z c z e p a m i w ę g lo w y m i j e st , p r o b l e m e mz ł o ż o n y m , w y m a g a j ą c y m u w z g l ę d n i e n i a k i l k u c z y n n i k ó w z w i ą z a n y c h z t a k i

mi c e c ha mi ma t e r i a ł u j a k : w i e l kość k r ys t a l i t ów g r a f i t ow yc h i s t op i e ń k r ys t al i c z nośc i , s t a n pow i e r z c hn i , w i e l kość d r ob i n w ęg l ow yc h . Wi e l o f a z ow y uk ł a d

k o m p o z y t o w y w y m a g a a n a l i z y b i o z g o d n o ś c i w s z y s t k i c h s k ł a d n i k ó w , a w i ę cw ł ók i e n w ęg l ow yc h , o snów w ęg l ow yc h i e w e n t ua l n i e p okr y ć z p i r ow ęp ja

A n a l i z a ż y w o t n o ś c i k o m ó r e k o b e j m u j ą c a h o d o w l e f i b r o b l a s t ó w , i r ik i ih u c i ęm a k r o f a g ó w o t r z e w n o w y c h , k o m ó r e k ś r ó d b l o n k a n a r ó ż n y c h i n n l e r i a ł a c h

w ę g l o w y c h p o t w i e r d z i ł a b i o z g o d n o ś ć t y c h m a t e r i a ł ó w .

W p r a c y B r a n d w o o d a i i n n y c h | 2 1 | s t w i e r d z o n o , ż e f a g o c y t o z i e u h y n

j ą c z ąs t k i o ś r e dn i c y pon i że j 20 / . i m , z a ś w i ększ e z os t a j ą o t oc z one t ka nkął ąc z ną . M oże t o mi e ć pow a żne i mpl i ka c j e podc z a s uw a l n i a n i a s i ę c z ąs t e k

w w a r u n k a c h in vivo. M n i e j s z e c z ą s t k i p o d l e g a j ą t r a n s p o r t o w i z a p o ś re dn i c t w e m n a c z y ń l i m f a t y c z n y c h i k r w i o n o ś n y c h , w i ę k s ze n a t o m i a s t u i i ii ęj s

c a w i a j ą s i ę w p o b l i ż u p o w i e r z c h n i i m p l a n t u . Z d a n i e m n i e k t ó r y c h a u t o r ó wmn i e j s z e c z ąs t k i m og ą g r om a dz i ć s i ę w r e g i ona l ny c h w ęz ł a c h c h ł onnyc h o r a z

i n n y c h n a r z ą d a c h m i ą ż s z o w y c h | 2 2 , 2 3 | . O b s e r w o w a n o t a k ż e o s t r ą r e a k c j ę

t ka nkow ą t ypu " oko ł o c i a ł a obc e go" o r a z obe c ność l i c z nyc h komór e k o lb r z y m i c ł i . l e g o t y p u z a c h o w a n i e w i ą z a n o g ł ó w n i e z d r a ż n i ą c y m d z i a ł a n i e mos t r yc h k r a w ędz i uw a l n i a nyc h c z ąs t e k w ęg l ow yc h | 1K | .



: ih i> I i i< m i n t c r i i i ł y w ę g l o w o i k o m p o z y t o w e

P r a c o p r ow a dz one p r z e z S z u i n i e t , C i e ś l i ka | l ! ) , 2 ' l | na z w i e r z ę t a c h doś-

w i a dc z a l nyc h n i e w y ka z a ł y obe c nośc i c z ąs t e k w r e g i ona l nyc h w ęz ł a c h c h ł o n-n y c h a n i ś l e d z i o n i e . R ó w n i e ż b a d a n i a p r z e p r o w a d z a n e n a d r o b i n a c h w ę g l a z

i z o t o p e m C H p o t w i e r d z i ł y t y l k o o b e c n o ś ć c z ą s t e k p o c h o d z ą c y c h z i n i p l a n -t a e j i w t o r e bc e o t a c z a j ąc e j w sz c z e p [ 2 . 5 ] .

U w a l n i a n i e c z ą s t e k w ę g l a z o s t a ł o p o t w i e r d z o n e r ó w n i e ż w k o n t a k c i e z

t k a n k ą k o s t n ą . . J e d n a k p r a c e C h r i s t e l a , A d a m s a , B a j o r a , S z c z u r k a i S z u r n i e !

' . ! (>,27,28,29] wskazują, że cząstki węgla uwolnione z kompozytów węgie l -

w ęp . i e l o osnow i e w ęg l ow e j , o t r z yma ne j z żyw i c y f e no l ow o- f o r ma l de hydow e jim - w y k a z u j ą e f e k t u d r a ż n i ą c e g o t k a n k i a n i z a b u r z e ń w h i s t o p a t o l o g i c z n y m

o b r a z i e t k a n k i k o s t n e j w k o n t a k c i e z i m p l a n t e m w ę g l o w y m . W e w s z y s t -k i c h b a d a n y c h p r z y p a d k a c h n i e s t w i e r d z o n o o b e c n o ś c i r e a k c j i z a p a l n y c h .

I Jw a l n i a n i e s i ę na dmi a r u c z ąs t e k w ęg l a , s z c z e gó l n i e w p i e r w sz ym e t a p i e i n i -p l a n t a e j i , m o ż e w y w o ł a ć n i e k o r z y s t n e z j a w i s k a z w i ą z a n e z e z m n i e j s z e n i e m

a k t y w n o ś c i m a k r o f a g ó w o r a z o s ł a b i e n i e m p r z e b u d o w y o t a c z a j ą c e j t k a n k ik o s t n e j . O g r a n i c z e n i e t e g o n i e k o r z y s t n e g o z j a w i s k a w y m a g a z j e d n e j s t r o n y

s p o w o l n i e n i a p r o c e s u d e g r a d a c j i m a t e r i a ł u w ę g l o w e go , z d r u g i e j w p r o w a d z e -

n i a c z ą s t e k o r o z m i a r a c h s p r z y j a j ą c y c h p r o c e s o m f a g o e y t o z y . N a r z u c a t ok o n i e c z n o ś ć z a s t o s o w a n i a z a b i e g ó w t e c h n o l o g i c z n y c h o g r a n i c z a j ą c y c h p r o -

c e s d e g r a d a c j i i m p l a n t u o r a z w y k o r z y s t a n i a f a z w ę g l o w y c h ( w ł ó k i e n i o s -now y) o ma ł e j w i e l kośc i k r ys t a l i t ów , a w i ęc s t r uk t u r z e z b l i żone j do a mor f i -

c z n e j T a k ą r o lę z p o w o d z e n i e m m o g ą s p e ł n i a ć w a r s t w y z p ir o w ę g l a o t r z y -m a n e z f a z y g a z o w e j o d u ż e j s z c z e l n o ś c i , h a m u j ą c e p r o c e s o d d z i a ł y w a n i a

i mp l a n t u z e ś r odow i s k i e m b i o l og i c z nym [ 30]. O b e c n ość p i r ow ęg l a sp r z y j at a k ż e p o p r a w i e a d h e z j i n a g r a n i c y f a z w ł ó k n o - o s n o w a . I l u s t r u j ą t o z m i a n y

I I. S S k o m p o z y t ó w o t r z y m a n y c h z r ó ż n y c h p r e k u r s o r ó w p o k r y t y c h p i r o w ę g -l e m i p r z e t r z ym yw a ny c h w p ł y na c h f i z j o l og i c z nyc h ( rys . 5 . 26 . ) . S ą one z na -

c z n i e o g r a n i c z o n e w s t o s u n k u d o t y c h s a m y c h k o m p o z y t ó w b e z w a r s t w yp i r ow ęgl a .

J e d n ą z n a j w a ż n i e j s z y c h c e c h w a r u n k u j ą c y c ł i p r a w i d ł o w e f u n k c j o n o w a -n i e i mpl a n t u w ś r odow i sku b i o l og i c z nym j e s t z do l ność do ł ąc z e n i a s i ę z o t a -

c z a j ąc ą t ka nką kos t ną . K ompoz y t w ęg i e l - w ęg i e l n i e w yka z u j e c e c h b i oa k-

t yw u yc h , s t ąd moż l i w e są dw a me c ha n i z m y f iksac ji [ 11 , 31 , 32] , J e d e n , c z ys t om e c h a n i c z n y , w y k o r z y s t u j ą c y c h r o p o w a t o ś ć i d u ż e r o z w i n i ęc i e p o w i e r z c h n i .

I h ug i , śc i śl e z a l e żny od r oz k ł a du i w i el kośc i po r ów , z w i ąz a ny z p r z e r a s t a -n i e m t k a n k ą k o s t n ą .

N a j c z ę ś c i e j d o b a d a n i a w y t r z y m a ł o ś c i z ł ą c z a k o ś ć - i m p l a n t s t o s u j e s i ę

m e t o d ę p u s h - o u t . W t a b e l i 5 . 9 . p r z e d s t a w i o n o n i e k t ó r e p a r a m e t r y m i k r o -s t r u k t u r y k o m p o z y t ó w o r a z w a r t o ś c i w y t r z y m a ł o ś c i n a ś c i n a n i e z ł ą c z a k o ś ć

i m p l a n t .



! ).(>. K o m p o z y t y w z m a c n i a n e w ł ó k n a m i w ę g l o w y m i 37 f>

O>£</n

9> ŁE „c ra

•o c-</i 'oo ~U)(0E&

%

• k om po zy t w yj śc io wy• po przetrzymaniu w płynie f i lo logu /nym

A BK.ys. 5.26. Zmiany w ytrzy mał ości na rniędzywarstwowe

otrzymanych z różnych prekursorów, pokrywanych pl iowecprze t rzymywaniu w płynie izotonicznym (A pak, l i żywi i n i

l u / y l A w

lem po

Właściwości

R o d z a jk o mp o z y tu

porowatośćotwarta [%]

porowatośćzamknięta [%]

średni rozmiarporów | / im]

wytrzymałość /h)</.nkość-impłant |MI'n |

ID 18.5 10.7 60.4 (i

2D 24.5 16.4 62.9 5

3D 19.0 24.7 117.2 12

Tab. 5.9. Wy trzym ałość z łącza kość- impłant oznaczona w próbie pusl i out w kompoz y t a c h o r óżnyc h pa r a me t r a c h mi k r os t r uk t u r y .

Ob ser wa cje mikr osk op ow e wyka za ły , że two rzący s ię na gran icy k<>••<• nu

p l a n t k o n t a k t m a c h a r a k t e r p r z y l e g a n i a b e z t w o r z e n i a w l ó k n i ; i te | t n c m l i i n n yZ d o l n o ś ć d o p r z e r a s t a n i a t k a n k ą k o s t n ą w y k a z u j ą k o m p o z y t y M ' u l i ó | f n

r u n k o w y m u ł o ż e n i u w ł ó k i e n , c o j e s t w y n i k i e m w i e l o w a r s tw o w e g o I m m l ikow e go uk ł a d u ma kr o po r ów . M ożl i w ość p r z e r a s t a n i a t kank i) . ko t ną w s i >

ż u j ą t a k ż e k o m p o z y t y I D b e z s ie c i m a k r o p o r ó w , w w a r u n k a c h , g d y p i o opr z e r a s t a n i a popr z e d z on y j e s t c z ęśc i ow ą de gr a da c j ą ma t e r i a ł u ( i v •> '. '' ! ).

P o t w i e r d z e n i e m t e g o s ą b a d a n i a h i s t o p a t o l o g i c z n e , r a d i o l o g i cz n e o r a z

ł > a d a n ia w p o d c z e r w i e n i . W w i d m a c h p o c h o d z ą c y c h z w n ę t r z a k o m p o z y t u

ob se r w uj e s i ę pa sm a po c ho dz ąc e od g r up P 0 , | ( 500- 000 , 1000-1 150 c m ' ) ,c o św i a dc z y o p r oc e s i e p r z e r a s t a n i a ( r ys . 5 . 28 . ) .

O b a t e m e c h a n i z m y m a j ą m i e j sc e w w a r u n k a c h , g d z i e w ie l k ość p o r ó w ,

z do l nyc h do p r z e r a s t a n i a t ka n ką kos t ną j e s t mn i e j s z a od w i e l kośc i de l e k t ówkr y t y c z ny c h w t yc h ma t e r i a ł a c h , l i oz w ój de f e k t ów po d k r y t yc z nyc h ł i a i now a ny j e st , pop r z e z u l e g a j ąc ą mi ne r a l i z a c j i t ka nk ę kos t n ą , k t ó r a w yp e ł n i a p i l



i H i o i r i a f . e n a l y w ę g l o w e i k o m p o z y t o w e

*> K ana ł H a v*rs a& 16

e - 15 -i v i

60 70 80 30 100 110 120

Rozmiar makroporów [pm]

Hys. 5.27. Ty py złącz kość-implan t w kom poz ytac h węgiel-węgiel.

~i 1 1 1 1 1 1—500 1000 1500 2000 2500 3000 3500

Liczba falowaH.vs. 5 .28. Widma w podczerwieni kompozytu węgie l -węgie l przed implantac ją

i 14 mies ięcy od iniplantae j i : a ) przed implantac ją, b) po iniplantae j i(środek implantu) , c ) wars twa pośrednia , d) powierzchnia , e ) tkankakos t na .

s i c p r z e s t r z e n i e w i m p l a n c i e . S k u t k i e m t e g o j e s t w z r o s t w y t r z y m a ł o ś c i i m -p l a n t u . R e z u l t a t e m o d d z i a ł y w a n i a z t k a n k ą m i ę k k ą j e s t t w o r z e n i e si ę w o k ó ł

i m p l a n t u w ę g l o w eg o c i e n k i e j o t o c z k i ł ąc z n o t k a n k o w e j . W b u d o w a n i e t o r e b k iI nc / no t ka nkow ęj w s t r uk t u r ę i mpl a n t u śc i ś l e z a l e ży od j e go por ow a t ośc i , a

n a j m o c n i e j s z e p r z y l e g a n i e t o r e b k i d o i m p l a n t u m a m i e j s c e w m a t e r i a l e on a j w i ę k s z e j p o r o w a t o ś c i o c i ą g ł y m s y s t e m i e p o r ó w .

P r z e p r o w a d z o n a a n a l i z a w ł a ś c i w o ś c i m e c h a n i c z n y c h o r a z b i o l o g i c z n y c h

w s k a z u j e n a k o n i e c z n o ś ć m o d y f i k a c j i k l a s y c z n e j t e c h n o l o g i i o t r z y m y w a n i ak o m p o z y t ó w w ę g i e l- w ęg i e l. ( l e le m k o ń c o w y m n i e j e s t u z y s k a n i e m a t e r i a ł u on a j w y ż s z y c h p a r a m e t r a c h w y t r z y m a ł o ś c i o w y c h , t y l k o m a t e r i a ł u w i c l o f u n -



! ).( >. K o m p o z y t y w z m a c n i a n e w ł ó k n a m i w ę g l o w y m i 3 7f >

ke y j nc go z punk t u w i dz e n i a me dyc yny . ' l a w i e l o l i i nkc y j nośe sp r ow a dz a s i c ;

d o z a p e w n i e n i a c cc ii b i o z g o d n o ś c i, d o p a s o w a n i a m i k r o s t r u k t u r y i w la śc i w o śc i d o o t a c z a j ą c y c h t k a n e k o r a z w y t w o r z e n i a z n i m i n a t u r a l n e g o p o ł ą c z e n i u .

B i o r ąc pod uw a gę op i s a ne w c z e śn i e j og r a n i c z e n i a w b i oz godnośc i kompoz y t ów w ęg i e l - w ęg i e l o r a z c z ynn i k i de c ydu j ąc e o i c h b i o f unkc y j nośc i , t.cehn o l o g i a o t r z y m y w a n i a t y c h k o m p o z y t ó w d l a c e l ów m e d y c z n y c h p o w i n n as k ł a d a ć si ę z e t a p ó w p r z e d s t a w i o n y c h n a r y s . 5 . 2 9 .

Żywica f eno lowo-formaldehydowa

Nis kom odułowewłókna węglowe

Ciekłaimpregnacja

4Zwęglanie

iDosycanieżywicą f-f4Zwęglanie( 1 0 0 0 ° C )

n c ykl i

iPokrywaniepirowęglem

( 950 °C)

1Biozgodny

kompozyt C-C

Hys. 5.29. Schemat ot rzymywania kompozytów węgie l węnel o koni i"lowi tiii'|mikrost rukturze dla ce lów medycznych.

Z a s t o s o w a n i e t a k i e j t e c h n o l o g i i u m o ż l i w i a o t r z y m a n i e c a ł e j g a m y koinp >z y t ó w o w y t r z y ma ł ośc i z m i e n i a j ąc e j s i ę w g r a n i c a c h l ll l) N l)l) M P a , mo du l eY ou nga 10- 100 G P a i po r o w a t ośc i od k i l ku do k i l kudz i e s i ęc i u p r oc e n t .

P r a c e n a d w y k o r z y s t a n i e m i m p l a n t ó w z k o m p o z y t u w ę g i el -w ę g ie l p r o

w a d z o n e s ą w K a t e d r z e C e r a m i k i S p e c j a l n e j A G I I od p r a w i e d w u d z i e s t u l alD o t yc z ą one w i e l u dz i e dz i n me dyc yny : od o r t ope d i i , p r z e z c h i r u r g i ę s z c z ę-

k o w a , l a r y n g o l o g i ę , u r o l o g i ę a ż d o o k u l i s t y k i . O b e j m u j ą z a r ó w n o i m p l a n t ypr a c u j ąc e w z ł ożonyc h s t a na c h n a pr ęże ń w pos t a c i śr ub i p ł y t e k do z e sp a l a

n i a k o ś c i , p r o t e z y k o s m e t y c z n e , e l e m e n t y w y p e ł n i a j ą c e u b y t k i t c h a w i c y c z y



i b i o m a t e r i a ł y w ę g lo w e i k o m p o z y t o w e

e l e m e n t y n o ś n e k e r a t o p r o t c z . B a d a n i a in vil.ro, w pł yn ac h f izjologicznychi h o d o w l e k o m ó r k o w e , o r a z b a d a n i a d o ś w i a d c z a l n e i k li n i c z n e w y k a z a ł y d o b -

r ą t o l e r a nc j ę t e go ma t e r i a ł u p r z e z t ka nk i b i o r c y , b r a k l ub n i e w i e l k i e odc z y-

n y z a p a l n e , s t o p n i o w ą d e g r a d a c j ę m a t e r i a ł u o r a z w y s t ę p o w a n i e f a g o e y t o z yd r o b i n w ę g l o w y c h .

P r o t e z yjąde r

Płytki zespalające,p r epr eg i na uby tk it chawicy ,

k e r a t o p r o t e z y

Ś r u b y i g w o ź d z i ezes pa la jące

T r z p i e n i e e n d o p r o t e z s t a w u b i o d r o w e g o

Hys. 5.30. fun kc je biomed yczne implantó w z kom pozytów węgie l-węgie l o różne jor ientac j i włókien węglowych.

W y b ó r r o d z a j u m a t e r i a ł u , a s z c z eg ó l n i e s p o s ó b j e g o w z m o c n i e n i a u z a l e ż -n i o n y j e s t o d f u n k c j i , j a k ą m a t e r i a ł s p e ł n i a w o r g a n i z m i e ż y w y m . W w a r u n -

k a c h g d y w p r o w a d z o n y i m p l a n t s p e ł n i a r o l ę k o s m e t y c z n ą l u b p o d ł o ż a d l a

n a r a s t a j ą c e j t k a n k i ł ą c z n e j , i s t o t n a j e s t f u n k c j a b io l o g i c z n a p r z y s p e ł n i e n i um i n i m a l n y c h w y m o g ó w m e c h a n i c z n y c h . N a t o m i a s t t a m , g d z i e m a t e r i a ł s p e -

ł ni a. ro l ę i m p l a n t u k o n s t r u k c y j n e g o , p r z e n o s z ą c e g o d u ż e n a p r ę ż e n i a , k o n i e c z -n i' j e s t u z y s k a n i e m a t e r i a ł u o d u ż e j w y t r z y m a ł o ś c i . D o t y c z y t o g ł ó w n i e ś r u b

z e s p a l a j ą c y c h W p r z y p a d k u p ł y t e k z e s p a l a j ą c y c h n a j i s t o t n i e j s z y m p a r a m e -t r e m m e c h a n i c z n y m j e s t s p r ę ż y s t o ś ć m a t e r i a ł u , k t ó r a , d l a z a p e w n i e n i a k o -

r z ys t ne go p r oc e su z r os t u kos t ne go , mus i być z b l i żona do sp r ężys t ośc i kośc iRe a l i z a c j a t a k z r óżn i c ow a nyc h f unkc j i me c h a n i c z ny c h mo ż l i w a j e s t w p r z y -

p a d k u k o m p o z y t ó w w ę g i e l - w ę g i e l d r o g ą m i e d z y i n n y m i z a s t o s o w a n i a r ó ż n e -



!).(>. K o m p o z y t y w z m a c n i a n e w ł ó k n a m i w ę g l o w y m i 3 7f >

g o s p o s o b u w z m a c n i a n i a , o d j e d n o k i e r u n k o w e g o u ł o ż e n i a w ł ó k i e n ( k o m p o

z y t 1 D ) d o w i e l o k i e ru n k o w y c h s t r u k t u r w z m a c n i a j ą c y c h ( M I J ) . W ł a ś c iw o ś c im e c h a n i c z n e t y c h k o m p o z y t ó w o r a z i c ł i m e d y c z n e p r z e z n a c z e n i e p o k a z a n o

na r ys . 5 . 30 .

5.G.2.2. Przykłady zastosowań kompozytów węgiel-węgiel w medycynie

• P o d ł o ż a d l a r e g e n e r a c j i t k a n k i ł ą c z n e j ( l a r y n g o l o g i a , u r o l o g i a )

J e d n ą z m o ż l i w y c h r e a k c j i o r g a n i z m u ż y w e g o r i a w p r o w a d z a n y i m p l a n t j e s lt w o r z e n i e w ł ó k n i s t e j t k a n k i ł ą c z n e j o t a r b i a j ą c e j i m p l a n t . G r u b o ś ć t e j o t o c zk i w g F or s t e r a może być mi e r n i k i e m b i o t o l e r a nc j i . N a j c z ęśc i e j w okó ł nu

p l a n t u o ma ł e j b i oz godn ośc i t w or z y s i ę g r u ba t ka nk a ł ąc z na , k t ó r a z a myk a to k s y c z n y w s z c z e p z t o w a r z y s z ą c ą m a r t w i c ą i z i a r n i n o w a n i e m . M o ż li w i

j e s t r ów ni e ż w y s t ępo w a n i e w ł ók n i e n i a obo j ę t ne go z c i e nką o t oc z k i) , al< In

ma r t w i c y . W t a k i m p r z y pa dk u w oko l i c y w sz c z e p u mog ą po j a w i a >n, nmkr of a g i l ub kom ór k i doo ko ł a c i a ł a obc e go . K l i n i c z n i e t a k a sy t ua c j a | i i i l o

z a a k c e p t o w a n i a , g d y ż p o j a w i a j ą c a s i ę r e a k c j a m i e j s c o w a n a j e z ę ś e i e | u l i ,p u j e z c z a s e m . E f e k t e m m i e j s c o w e g o o d d z i a ł y w a n i a m o ż e b y ć w c h ł a n i a n i e

o t o r b i e n i e , o d d z i e l e n i e l u b w b u d o w a n i e i m p l a n t u w o t a c z a j ą c e t k a n k i .

S r e i l n i w y m i a r

p o r ó w

P |nm|

1249.M501800

I - jednokierunkowe ułożenie włókien, po zwęgleniu bez dosycania;i i - wzmocnienie włóknami krótkimi o przypadkowej or ientacji , po zwęgleniu lxv t lonycnnlnI I I - wzmocnienie włókna mi k rótkimi o przypadkow ej or ientacji po /wry,leniu i jol nok roi ny mdosycaniu.

Tab. 5.10. Ch arakte rysty ka kom pozytów węgie l węgiel s tosowanych w I >m • I n 111 m • lidoświadcza lnych.

J a k w y k a z a ł y b a d a n i a in vivo pr z e p r ow a dz o ne p r z e z G a l ęz i ę | l | kom poz y I

w ęgi e l - w ęg i e l z a l i c z yć można do ma t e r i a ł u b i oz godne go t w or z ąc e go c i e nkoś

c i e r m ą t o r e b k ę ł ą c z n o t k a n k o w ą , k t ó r e j s p o s ó b p o ł ą c z e n i a z p o w i e r z c h i i i ąi m p l a n t u z a l e ż y o d p o r o w a t o ś c i m a t e r i a ł u . P o t w i e r d z e n i e m t e g o s ą b a d a

n i a p r z e p r o w a d z o n e n a k r ó li k a c h , k t ó r y m w o k o l ic a c h p r z y k r ę g o s l u p a p u ds k ó r ę w s z c z e p i o n o r ó ż n e t y p y i m p l a n t ó w w y k o n a n y c h z k o m p o z y t ó w w ęg i el

w ęg i e l. Ch a r a k t e r ys t yk ę tyc h ma t e r i a ł ó w p r z e d s t a w i ono w t a be l i 5 . 10 . I mp l a n t y w y k o n a n e z k o m p o z y t ó w w ę g ie l -w ę g ie l n i e d z i a ł a j ą d r a ż n i ą c o w s t o

s u n k u d o o t a c z a j ą c y c h j e t k a n e k , n i e w y w o ł u j ą m i e j s c o w e g o o d c z y n u z a p a l

Nr

I

Wytrzymałośćna zginanie

a [MPa]

201 dt 11

M o d u łsprężystości

E [GPa]

68 + 8

Udział objętościowyporów

V P [%|

25.2

Gęstośćpozor na

P | g /cm 3 |

1.25II 34 ± 5 12.7 ± 4 33.6 makropory 6.4 0,85

III 4 5 ± 6 15 dh 6 25.6 1.05



nogo , a n i n i e pow odu j ą z a l mr z e i i go j e n i a r a n po i e h w sz c z e p i e n i u . M i e j s c ow ar e a k c j a t k a n e k p o w s z c z e p i e n i u p r o t e z p o l e g a n a w y t w o r z e n i u c i e n k i e j t o r e -

b k i lą e z n o t k a n k o w e j w n i k a j ą c e j w s z c ze l in y m a t e r i a ł u w ę g lo w e g o . P o w o d u j et o s t o p n i o w e z a n i k a n i e o s t r e j g r a n i c y m i e d z y p r o t e z ą i o t a c z a j ą c y m i t k a n k a -

m i , z m n i e j s z a j ą c t w a r d o ś ć p r o t e z y , u p o d a b n i a j ą c w s z c z e p p o d w z g l ę d e ms p r ę ż y s t o ś c i d o p r a w i d ł o w e j t k a n k i m i ę k k i e j . T w o r z e n i e t o r e b k i l ą e z n o t k a n -

k o w ej n a s t ę p u j e j u ż w d w a t y g o d n i e o d i n i p l a n t a e j i . P o t y m o k r e s i e o b s e r w u -

j e s i ę w y s t ępo w a n i e w ł ó k i e n ko l a ge now yc h , popr z e dz one obe c no śc i ą f ib ro -

b l a s t ó w . U p o r z ą d k o w a n i e i ch j e s t p o c z ą t k o w o n i e r e g u l a r n e , p r z y p o m i n a j ą c el u źn ą s i eć . P o 2 4 t y g o d n i a c h w y s t ę p u j ą c e w o b r ę b i e t o r e b k i l ą e z n o t k a n k o -w e j l i c z ne w ł ókna ko l a ge now e t w or z ą j uż upor z ądkow a ną s i e ć r ów no l e g l e

u ł o ż o n y c h w ł ó k i e n .

P r oc e s w budow yw a ni a p r o t e z j e s t śc i ś l e z a l e żny od w i e l kośc i i r oz mi e -s z c z e n i a p o r ó w w m a t e r i a l e . N a j l e p i e j w b u d o w a n e s ą p r o t e z y z k o m p o z y t u

w ę g i e l - w ę g i e l w z m a c n i a n e g o p r z y p a d k o w o z o r i e n t o w a n y m i k r ó t k i m i w ł ó k -na mi ( r ys . 5 . 31 ) .

Hys. 5 .31. Obraz protezy węglowej wzmacniane j włóknami krótkimi , otoczone jtorebką lącznotkankową wnika jąca w szcze l iny i pory mater ia łu (niedającą się oddzielić od j>rotezy).

M a t e r i a ł t e n c h a r a k t e r y z u j e s ię n a j w i ę k s z y m u d z i a ł e m i ś r e d n i m r o z m i a r e m

p o r o w , a c o n a j w a ż n i e j s z e w y s t ę p u j ą c e w n i m p o r y t w o r z ą s y s t e m c i ą g ł y c hk n n n l ć w . P l a t . w i a t o p e n e t r a c j ę p ł y n ó w u s t r o j o w y c h i p o w o d u j e , ż e t k a n k a

ł ąc z na o r ga n i z u j e s i ę od s t r ony w nę t r z a p r o t e z y ( r ys . 5 . 32 . ) . P r o t e z y z j e d -n o k i e r u n k o w y m u ł o ż e n i e m w ł ó k i e n z a w i e r a j ą p o r y o k s z t a ł c i e e l i p t y c z n y m

uł ożone d ł uższ ą os i ą r ów no l e g l e do os i w ł ók i e n be z c i ąg ł e go sys t e mu por ów .M le k t e rn t a k i e j m i k r o s t r u k t u r y j e s t p o w s t a n i e t o r e b k i l ą e z n o t k a n k o w e j b e z

c e c h w budow a n i a ( r ys . 5 . 33 . ) .U z y s k a n e w y n i k i s t a n o w i ł y p o d s t a w ę d o o p r a c o w a n i a m a t e r i a ł ó w d l a

u r o l og i i , w s z c z e gó l nośc i p r o t e z j ąde r | 2 , 3 | . S c he ma t o t r z ymyw a ni a w ęg l o -



! ) . (> . K o m p o z y t y w z m a c n i a n e w ł ó k n a m i w ę g l o w y m i 3 7f >

Hys. 5.32. Obraz h is topa tologiczny prep ara tu z protezą węglową. ()d s t rony pi otezy tworzy s ię torebka z luźno ułożonych e lementów tkanki l ip/ncJ

Hys. 5 .33. Obraz protezy węglowej wykon anej z kom pozy tu wzm acnianego włóknami jednokierunkowo. Torebka lącznotkankowa po przec ięc iu odwals twia s ię od protezy (brak procesu przeras tania ) .

w yc h p r o t e z j ąd e r p r z e d s t a w i a r ys . 5 .3 -1 . U sun i ęc i e j ąde i j c . l j e dn ym -

s p o s o b ó w l e c z e n i a r a k a g r u c z o ł u k r o k o w e g o . I '<> tak im zab iegu pow i «J«kon i e c z ność w pr ow a dz e n i a p r o t e z , k t ó r yc h g ł ów nym c e l e m j e s l p r / . s w t óc e nn

p r a w i d ł o w e g o w y g l ą d u m o s z n y . Z a b i e g t e n m a w ię c e h a r a k t e i k o s m e t y c z n y ,s t ą d d l a p r a w i d ł o w e g o f u n k c j o n o w a n i a p r o t e z y i s t o t n y j e s t p r o c e s o t o i l u u

n i a i p r z e r a s t a n i a i m pl a n t u t ka n ką ł ąc z ną . N i e są t u i s t o t n e w ł a śc i w ośc i

m e c h a n i c z n e . W s z y s t k o t o s p r a w i a , ż e f u n k c j e p r o t e z j ą d r a d o b r z e s p e ł n i a j ąk o m p o z y t y w ę g i e l - w ę g i e l w z m a c n i a n e w ł ó k n a m i k r ó t k i m i , r o z m i e s z c z o n y m i

p r z y p a d k o w o w o s n o w i e . P r z e p r o w a d z e n i e k i l k u n a s t u z a b i e g ó w k l i n ic z n y c h

z w y n i k i e m p o z y t y w n y m s t a w i a t e g o t y p u p r o t e z y w g r u p i e t a k i c h m a t ęr i a ł ów j a k s i l ikony , po l i e t y l e n , gąbka ko l a ge now a w pe ł n i p r z yd a t ny c h dot e go t ypu z a b i e gów w u r o l og i i .



: t7(i l i i o m a t c r i a ł y w ę g l o w e i k o m p o z y t o w e

Ż Y W I C A F E N O L O W O - W Ł Ó K N A W Ę G L O W E C I Ę T EF O R M A L D E H Y D O W A Z P R E P A R A C J Ą

C I E K Ł A; I M P R E G N A C JA :" '" "

P R A S O W A N I AU T W A R D Z A N I E i

O B R Ó B K AM E C H A N I C Z N A

i Z W Ę G L A N I E

Hys. 5.34. Schemat ot rzymywania protez węglowych dla urologi i .

P o d o b n e e f e k t y p r z e r a s t a n i a i m p l a n t u w ę g l o w e go t k a n k ą ł ą c z n ą u z y s k a n ow p r z y p a d k u z a b i e g ó w o d t w a r z a n i a g ó r n e g o o d c i n k a t c h a w i cy . J e s t t o j e d e n

z c z ę śc i e j s t o s o w a n y c h z a b i e g ó w r e k o n s t r u k c y j n y c h w l a r y n g o l o g ii . W y k o -

n u j e s i ę g o k i l k o m a m e t o d a m i , p o l e g a j ą c y m i r n . i n . n a z e s p o l e n i u t c h a w i -c y " k o n i e c d o k o ń c a " p o j e j o d c i n k o w y m w y c i ę c iu , u z u p e ł n i e n i u u b y t k ó w

t c h a w i c y z a p o m o c ą w ł a s n y c h t k a n e k p a c j e n t a ( r e k o n s t r u k c j a a u t o g e n n a ) ,u z u p e ł n i e n i u u b y t k ó w t k a n k i o s o b n i k a t e g o s a m e g o g a t u n k u ( p r z e s z c ze -

p y a l l o g e n n e - h o m o - p r z e s z c z e p y ) , p r z e s z c z e p y a l l o p l a s t y c z n e - w y p e ł n i a n i eu b y t k ó w t c h a w i c y m a t e r i a ł a m i i m p l a n t a c y j n y m i . N a j l e p s z e w y n i k i o d t w o -

r z e n i u c i ąg ł ośc i po j e j odc i nkow e j r e se kc j i da j e z e spo l e n i e k i ku t ków t c ha w i -c y " k o n i e c d o k o ń c a " . Z a p e w n i a o n o c i ą g ł o ś ć n a b ł o n k a o d d e c h o w e g o i d o b r e

r u s z t o w a n i e u t r z y m u j ą c e ś w i a t ł o t c h a w i c y [ 4], W s y t u a c j a c h , w k t ó r y c h z a -b i e g z e spo l e n i a " kon i e c do końc a " końc z y s i ę n i e pow odz e n i e m z e w z g l ędu

na ma ł ą e l a s t yc z ność t c ha w i c y o r a z kon i e c z ność w yc i ęc i a odc i nka w i ększ e gon i ż (> c m , p r z y da t ne m og ą oka z a ć s i ę ma t e r i a ł y a l l op l a s t yc z n e .

P o d s t a w o w e w y m o g i , j a k i e m u s i s p e ł n i a ć w t e g o t y p u z a b i e g a c h m a -

t e r i a ł a l l op l a s t y c z ny t o : e l a s t yc z ność i n i e z a pa da l ność , b r a k r e a kc j i now ot -w o i z e n i a , n i e p r z e p u s z c z a l n o ś ć d l a p o w i e t r z a , u ł a t w i e n i e n a p e ł z a n i a n a b ł o n -

k a o d d e c h o w e g o n a c a ł e j p o w i e r z c h n i i c a ł k o w i t e w b u d o w a n i e w t k a n k ib i o r c y z mi n i ma l ną r e a kc j ą z a pa l ną . J a k w yka z a ł o w i e l u a u t o r ów [ 5 , 6 ] c a ł -

k o w i t e w b u d o w a n i e i m p l a n t u t c h a w i c y w t k a n k i b i o r c y z a p e w n i a j ą t y l k oo d p o w i e d n i o p o r o w a t e m a t e r i a ł y . O b e c n o ś ć p o r ó w p o z w a l a n a b a r d z o s z y -

b k i w z r o s t t k a n k i ł ą c z n e j , p o w o d u j ą c t z w . b i o i n k o r p o r a c j ę w s z c z e p u . T k a n -

ka. ł ą c z n a u s z c z e l n i a p r o t e z ę , z a p o b i e g a j ą c i n w a z ji b a k t e r y j n e j o d s t r o n yśw i a t ł a t c ha w i c y , w p ł y w a na um oc o w a n i e w sz c z e p u o r a z s t a now i pod ł oże *d l a n a p e ł z a n i a n a b ł o n k a o d d e c h o w e g o . N a p e ł z a n i e p r a w i d ł o w e g o n a b ł o n k a



. >.(>. K o m p o z y t y w / ,m m i i i i i n c w l ó k m n i i i w ę g l o w y m i

odd e c ho w e g o ( w a l c o w a t e go z rz ęska m i ) , j e st . j e d nym z w a r un ków |>omyśln c j r e k o n s t r u k c j i t c h a w i cy . N i e m o ż n o ś ć p o k r y c i a s n; n a b ł o n k i e m , p r a k t y

c / n i e d y s k w a l i f i k u j e m a t e r i a ł a l l o p l a s t y c z n y w o d t w a r z a n i u śc i a n t c h a w i c y .O b e c n o ś ć n a b ł o n k a j e s t m i ę d z y i n n y m i k o n i e c z n a d l a p r a w i d ł o w e j f u n k c j i

t c ha w i c y w p r z e no sz e n i u ś l uz u z d r z e w a osk r z e l ow e g o , c h r on i p r z e d i n fe kc ji ),i s t a n e m z a p a l n y m , z a p o b i e g a z i a r n i n o w a n i u , a t a k ż e z a p a l e n i u p ł u c i o s-

k r z e li o r a z r e a kc j om now o t w or z e n i a . Wśr ód w i e l u s t osow a n yc h i mp l a n t ó w ,o b e j m u j ą c y c h m e t a l e , p o l i m e r y i c e r a m i k ę , t y lk o n i e k t ó r e m a j ą z d o l n o ś ć

p o k r y w a n i a s i ę n a b ł o n k i e m r z ę s k o w y m . N a l e ż ą d o n ic h m i ę d z y i n n y m i p o

l i e t y l e n i da c r on . I s t n i e j e pog l ąd , że pow s t a w a n i e na b ł o nk a uz a l e żn i one j e s to d s t o p n i a n a s i l e n i a s t a n u z a p a l n e g o i d o p ó k i j e s t o n o b e c n y , d o p ó t y n i e m a

kom ór e k w a l c ow a t yc h z r z ęska m i [ 7j .

B i o r ą c p o d u w a g ę w y m a g a n i a s t a w i a n e m a t e r i a ł o m a l l o p l a s t y c z n y n is t o s o w a n y m w r e k o n s t r u k c j i ś c ia n t c h a w i c y o r a z n a p o d s t a w i e p r ó b w .l ę p

nyc h w y kon a no w K a t e d r z e Ce r a mi k i S pe c j a l ne j A CI I c i e nkośc i e nny , ' Int yc z ny ko mp oz y t w ęg ie l - w ęg ie l w z ma c n i a n y t ka n i ną w ęg l ow i) o gmi n n i III2 7 0 g / m 2 . J a ko p r e kur so r osnow y w ęg l ow e j z a s t osow a no żyw i c e l e i i o l ow of o r m a l d e h y d o w ą . P r z y g o t o w a n o j e d n o w a r s t w o w e l a m i n a t y , k t ó r e n n s l ę p n i e

p o d d a w a n o p r o c e s o w i o b r ó b k i c i e p l n e j w a t m o s f e r z e o b o j ę t n e j , w t e i n p er a t u r z e d o 1 0 0 0 ° C z s z y b k o ś c i ą o g r z e w a n i a 2 0 0 ° C / h . W c e l u w z m o c n i e n i a

m e c h a n i c z n e g o l a m i n a t u p o k r y w a n o g o p i r o w ęg l e r n . S c h e m a t o t r z y m y w a n i at y c h p r o t e z p r z e d s t a w i o n o n a r y s . 5 . 3 5 .

T a k i s p o s ó b o t rz y m y w a n i a m a t e r i a ł u e l as t y c zn e g o o d o b r e j w y t r z y m a

l ośc i umo żl i w i a ł w sz yw a n i e go w t ka nk i i m p l a n t u . K r z y żow y uk ł a d w ł ók i e nw t k a n i n i e d e t e r m i n o w a ł n a t o m i a s t m i k r o s t r u k t u r ę p r o t e z y ( r y s u n e k 5 . 3 0 . ) .

C h a r a k t e r y z o w a ł a s i ę o n a o b e c n o ś c i ą p o j e d y n c z y c h , r ó w n o l e g l e u ł o ż o n y c hw ł ók i e n w w i ąz ka c h , k t ó r e na s t ępn i e t w or z y ł y sp l o t k r z yżow y, l a k i uk ł a d

w i ą z e k w ł ó k i e n z a p e w n i a ł w y s t ę p o w a n i e m i ę d z y n i m i p u s t y c h p r z e s t r z e n i ow y m i a r a c h r z ę d u s e t n y c h c z ę ś c i m i l i m e t r a . P o m i ę d z y p o j e d y n c z y m i w ł ó k

na m i w w i ąz c e w y s t ępo w a ł y na t om i a s t po r y o w i e l kośc i r z ędu k i l ku l \ ięi \n m . O b e c n o ś ć p u s t y c h p r z e s t r z e n i m i ę d z y w i ą z k a m i w ł ó k i e n oinz n n ę d / \

p o j e d y n c z y m i w ł ó k n a m i w w i ą z c e s p r z y j a ł a s z y b k i e m u p r z e r a s t a n i u p r z e /

t k a n k ę ł ą c z n ą e l a s t y c z n e g o , k o m p o z y t o w e g o i m p l a n t u w ę g l o w e g o .

B a d a n i a d o ś w i a d c z a l n e z u ż y c i e m te g o m a t e r i a ł u z o s t a ł y p r z c p r o w a d z o

ne na 30 k r ó l i ka c h r a sy now oz e l a ndz k i e j p r z e z Rosz kow ską w K l i n i c e ( H o l a

r y n g o l o g i c z n e j C e n t r u m M e d y c z n e g o K s z t a ł c e n i a P o d y p l o m o w e g o w W a r

s z a w i e | 8 ,9 | . S t o s o w a n o d w a t y p y z a b ie g ó w , k t ó r y c h s c h e m a t y p r z e d s t a w i o n o

na r ys . 5 . 37a , b .P i e r w s z e j g r u p i e b a d a n y c h w y c i ę t o p o d śl u z ó w k o w o r u s z t o w a n i e c ł i r zę

s t n e t c ha w i c y w i e l kośc i 2 x 0 , 5c m . P oz os t a w i oną , b a l o t u j ąc ą w r a z z r uc ha



: i ! i o i I ł i o i i i n t c r i a l y w ę g l o w e I k o m p o z y t o w e

Ż Y W I C A F E N O L O W O F O K M A LD E H Y D O W A N O W O L A K I

1KAN1NA WĘGLOWA JOUU/.1110(1 BEZ 1'REP AKA CJI

C I E K Ł A I M P R E G N A C J AO T R Z Y M Y W A N I E ,

' P R E P R E P Ó W

S U S Z E N I EL A M I N O W A N I E

P RA S O WANIĘ

N A G O R Ą C O ,U T W A R D Z A N I E

Z W Ę G L A N I E

( l ic z b a p r a s o w a n y c h w a r s t wz a l e ż y o d g r u b o ś c i p ł y t k i : l a -

r y n g o l o g i a c h i r u r g i a s z c z ę -

k o w a - 2 w a r s t w y , o r t o p e d i a -

8 w a r s t w )

D O S Y C A N I EC I E K Ł A I M P R E G N A C J A I

i Ż Y W I C A F E N O L O W O - T\ F O R M A L D E H Y D O W Ą

( l a r y n g o l o g i a ,

c h i r u r g i a

s z c z ę k o w a -

d o s y c a n i e : l x )

D O S Y C A N I EP I R O W Ę G L E M

Z F A Z Y G A Z O W E J

U\: :>.:(!>. Schem at ot rzymyw ania kompozy tów węglowych do rekonst ru kc j i ubyt -ków tchawicy ( laryngologia) oraz do zespalania kości w chirurgii szczę-kowej i or topedi i .



! ).(>. K o m p o z y t y w z m a c n i a n e w ł ó k n a m i w ę g l o w y m i 37f >

Rys . 5 .37 . Sposób uzupełn i an ia uby tku t chawicy a) resekcja podś luzówkown,b ) resekcja pe lnościenna [9 ] .

m i o d d e c h o w y m i b ł o n ę ś lu z o w ą p r z y t w i e r d z o n ą p o j e d y n c z y m i s z w a m i d o

w s z c z e p u w ęg l o w e g o . W g r u p i e t e j o c e n i a n o p r z y d a t n o ś ć b a d a n e g o i n a t er i a ł u j a k o r u s z t o w a n i a u t r z y m u j ą c e g o t r w a l e św i a t ł o t c h a w i c y . O b s e r w a c j e

t e u z u p e ł n i o n o b a d a n i a m i m a k r o - i m i k r o s k o p o w y m i , p r z e p r o w a d z a n y m i

w o k r e s a c h 6 , 16 , 2 4 t y g o d n i . P o r ó w n y w a n o ś w i a t ł o t c h a w i c y r ia p o z i o m i e

w s z c z e p u z o d c i n k a m i n ie o p e r o w a n y m i . W g r u p i e d r u g i e j w y c i n a n o p e ł n o

ś c i e n n e u b y t k i w i e lk o śc i 1 x 0 , 5 c m , k t ó r e n a s t ę p n i e z a m y k a n o i m p l a n t e m

w ę g l o w y m . W g r u p i e t e j z a s a d n i c z y m c e le m b y ł o z b a d a n i e p o w s l a w n u u i

p r a w i d ł o w e g o n a b ł o n k a o d d e c h o w e g o . W o b u g r u p a c h w s z cz e p y b \ l \ d o b

r z e w g o j o n e , b e z p r z e m i e s z c z e ń w m i e j s c a c h w s z y c i a . O t o c z o n e b y ł y . icnkąt o r e b k ą ł ą c z n o t k a n k o w ą , o d s t r o n y ś w i a t ł a p o w i e r z c h n i a , b y ł a g ł a d k a . W h a

d a n y m o k r e s i e w s z c z e p y p o z o s t a w a ł y m a k r o s k o p o w o n i e z m i e n i on e . O b r a

z y m i k r o s k o p o w e p r e p a r a t ó w z o b u g r u p w y k a z a ł y w e w s z y s t k i c h o k r e s a c h

o b s e r w a c j i d o b r ą t o l e r a n c j ę m a t e r i a ł u z k o m p o z y t u w ę gi e l -w ę g ie l . M i ę d z y

p a s m a w ł ó k i e n w r a s t a ł a t k a n k a ł ąc z n a , tw o r z ą c n a t u r a l n e m o s t k i m o c u j ą

c e w s z c z e p y d o p o d ł o ż a , u n i e m o ż l i w i a j ą c ic h e w e n t u a l n e p r z e m i e s z c z e n i e .

W g r u p i e d r u g i e j p o t w i e r d z o n o h i s t o l o g i c z n i e n a p e l z a n i e o d s t r o n y ś w i a t ł at c h a w i c y n a b ł o n k a o d d e c h o w e g o z r z ę s k a m i n a w s z c z e p i e w ęg l o w y m ( r y s u

n e k 5 . 3 8 . ) .



:i<)2 H i o i n a t c r i i i l y w ę g l o w e i k o m p o z y t o w e

l<\ : .. Obraz his topa tologiczny nowop owsta łego nabło nka oddechowego wraz/, rzęskami na powierzchni implantu węglowego [9] .

N u p o d s t a w i e u z y s k a n y c h w y n i k ó w m o ż n a s t w i e r d z i ć , ż e c i e n k o ś c ie n n e l a m i -n a t y s ą d o b r z e t o l e r o w a n e w e w s z c z e p a c h u z u p e ł n i a j ą c y c h f r a g m e n t y ś c i a n y

t c h a w i c y u k r ó l i k ó w . W o k r e s i e p ó ł r o c z n e j o b s e r w a c j i a l l o p l a s t y c z n y m a t e r -i ał w ę g lo w y s p e ł n i ł r o lę d ł u g o t e r m i n o w e g o r u s z t o w a n i a u t r z y m u j ą c e g o ś w i a -

t ł o t c h a w i c y o r a z z ac h o w a ł p r a w i d ł o w ą j e j f u n k c j ę t r a n s p o r t u w y d z i e l i n y ,d z i ę k i n a p e ł z a n i u n a w s z c z e p p r a w i d ł o w e g o n a b ł o n k a o d d e c h o w e g o . P o m y ś -

l n e w y n i k i d o ś w i a d c z a l n e s t a n o w i ą p o d s t a w ę d o r e k o n s t r u k c j i f r a g m e n t ó wśc i a n y t c h a w i c y i k r t a n i w w y b r a n y c h p r z y p a d k a c h k l i n i c z n y c h . P r o w a d z i ć

r ó w n i e ż m o g ą d o o p r a c o w a n i a p e ł n e j , o k r ę ż n e j p r o t e z y t c h a w i c y z m a t e r i a ł uwęglowe -go.

• K o m p o z y t y w o s t e o s y n t c z i e ( o r t o p e d i a , ch i r u r gi a s z c z ę k o w o -t w a r z o w a )

W o s t e o s y n t e z i e n a j c z ę śc i e j s t o s o w a n e s ą m a t e r i a ł y w p o s t a c i p ł y t e k , ś r u bi gw oźdz i z e sp a l a j ąc yc h . I s t n i e j e c a ł a ga m a ł ąc z n i ków , r óżn i ąc yc h s i ę sw oj ą

k o n s t r u k c j ą i z w i ą z a n y m z n i ą m e c h a n i z m e m z e s p o l e n i a . W ś r ó d p ł y t e k w y -r óżn i a s i ę p ł y t k i u s t a l a j ąc e i s a mo doc i sk ow e , ś r ub y dz i e li s ię na ś r uby d o

i s t o t y ko r ow e j i gąbc z a s t e j , w t ym ś r uby kos t k ow e , o r a z s t os u j e s ię gw oźdz i eś r ó d s z p i k o w e . C o r a z w i ę k s z e g o z n a c z e n i a n a b i e r a j ą s t a b i l i z a t o r y z e w n ę t r z -

ne , t a k i e j a k : s t a b i l i z a t o r t yp u Z e spó l , P o l f i x c z y a p a r a t I l i z a r ow a .

P r a c o n a d k o m p o z y t o w y m i ś r u b a m i w ę g l o w y m i r o z p o c z ę t e p r z e z K u s i aw k o ń c u l a t 8 0 - t y c h k o n t y n u o w a n e b y ł y w l a t a c h p ó ź n i e j s z y c h t a k ż e p r z e z

i n n y c h b a d a c z y . U z y s k a n e w y n i k i s ą e f e k t e m w s p ó ł p r a c y K a t e d r y C e r a m i k iS p e c j a l n e j A C I I i K l i n i k i O r t o p e d y c z n e j A M w W a r s z a w i e [ 1 0 , 1 1 , 1 2 ]

H o l a i m p l a n t u k o n s t r u k c y j n e g o , p r a c u j ą c e g o w z ł o ż o n y c h s t a n a c h n a -p r ę ż e ń w y m a g a , p r z y d u ż e j k r u c h o ś c i k o m p o z y t u w ę g i e l - w ę g i e l z a p r o j e k -

t o w a n i a t a k i e j m i k r o s t r u k t u r y , k s z t a ł t u i w y m i a r ó w ś r u b y , k t ó r e b y m i n i m a -l i z ow a ł y w p ł yw t a k i c h n i e ko r z ys t ny c h e f e k t ów j a k : e f e k t ka r bu c z y obe c no ść

de f e k t ów mogąc yc h spe ł n i a ć r o lę de f e k t u k r y t yc z n e go . U n i kn i ęc i e l oka l nyc h



5 .( i . K o m p o z y t y w / m u c n i a n e w ł ó k n a m i w ę g l o w y m i

k o n c e n t r a c j i n a p r ę ż e ń p o w i n n o g w a r a n t o w a ć o d p o w i e d n i a w y I r z yn i a l ośe , wpr z yp a d ku ś r u b s z c z e gó l n i e na z g i na n i e i śei i i nn i e . W pr a c a c h na d o t , r żymy

w a r t i e m k o m p o z y t o w y c h ś r u b w ę g l o w y c h w y k o r z y s t a n o t e c h n i k i s t o s o w a n ep r z y o t r z y m y w a n i u k o m p o z y t u w ę g i e l- w ęg i e l.

4 5 °

I

I lys . 5 .39. Or ien tac ja włókien w komp ozytowych śrubach węglowych.

P r o w a d z o n o j e p o c z ą t k o w o w d w ó c h k i e r u n k a c h , s t o s u j ą c j a k o r u a t e i t ul w y j

śc i o w y p r ę t k o m p o z y t o w y z j e d n o k i e r u n k o w y m , r ó w n o l e g ł y m d o OM ulo/«r t i e r n w ł ók i e n o r a z p r ę t o t r z ymyw a ny me t odą dw us t opn i ow i ) , . W t ym d i ug i m

j ) r z y pa d ku j ) r ę t sk ł a da ł s i ę z r dz e n i a z j e dn ok i e r un kow y t u u ł oże n i e m w h >1 MMIi w a r s t w y z e w n ę t r z n e j z w ł ó k n a m i o o r i e n t a c j i o d p o w i a d a j ą c e j m u h \ I m i u

z w o j ó w g w i n t u . S c h e m a t u ł o ż e n i a w ł ó k i e n w t y c h k o m p o z y t a c h i l u s l r u j tr ys . 5 . 39 . W ka żde j z t yc h me t od kon i e c z ny m e t a p e m by ł a ob r óbka n i e e l ia

r t ic z n a n a d a j ą c a w ł a ś c i w y k s z t a ł t i w y m i a r y ś r u b y .

T y p 1

Siła niszcząca gwint na długości 6 mm [N|

Liczba zwojów gwintu

343 ± 20

3.4

Powierzchnia śc inana [mm 2 | 38

Si ła niszcząca dla jednego zwoju [N | 280 ± 17

Krytyczne naprężenie śc ina jące |MPa | 25.3

Typ 11

120 I ')

3 .4

38

!>H I 12

12,5

Tab. 5.11. Właśc iwości mechaniczne k ompo zytowych śrub węglowyi li

O br óbkę t ą p r z e p r ow a dz ono na s z l i f i e r c e do w a ł ków z t a r c z ą e l e k t r oko i nudo

w ą . W s t ę p n e b a d a n i a w y k a z a ł y , że w ś r u b a c h o t r z y m y w a n y c h d w u t o p n i o

w o , sk ł a da j ąc yc h s i ę z dw óc h c z ęśc i o r óżne j o r i e n t a c j i w ł ók i e n w ys t ępu j ą

b a r d z o l i c z n e r o z w a r s t w i e n i a n a g r a n i c y r d z e ń śr u b y - z w o j e g w i n t u s p o w o

d o w a n e d u ż y m i n a p r ę ż e n i a m i c ie p l n y m i . P o w o d u j e t o o d r y w a n i e g w i n t u o d

r d z e n i a ś r u b y i w p ł y w a n a z m n i e j s z a n i e w y t r z y m a ł o ś c i r t a ś ci n a n i e g w i n t u

( t a b . 5 . 11 . ) .

W d a l s z y c h p r a c a c h s k o n c e n t r o w a n o s i ę n a p i e r w s z y m s p o s o b i e o t r z ym y w a n i a k o m p o z y t o w y c h ś r u b w ę g l o w y c h , k t ó r y c h s c h e m a t , o t r z y m y w a n i u

pr ze d s I, a w i a. rys.5.-10.



I i i o n i n t . e r i a l y w ę g l o w e i k o m p o z y t o w e

a ) 1 2 3 4 5 6 7 8 9

DOSYCANIE PRÓŻNIOWEżywicą fenolo-formaldehydoą

(próżnia 10"2Tr, czas 1h)

i KI . Schemat ot rzymywania kompozytowych śrub węglowych.a ) ot rzym ywan ie jednokierunko wego pręta : 1 - r am a na tykowa, 2 -grzebień, 3 - nasyea lnik, 4 - dysze formujące , 5 - suszarka do wstępne jpolimeryzacji , ( i - układ pieców do polimeryzacji , 7 - ciągarka, 8 - urzą-

dzenie tnące , ! ) - pręt kompozytowy 1 I) ,b) technologia ot rzymywania kompozytowych śrub.



. j. () . K o m p o z y t y w z i m i c n i u n c w ł ó k n a m i w ę g l o w y i ni

W k a ż d y m p r z y p a d k u p r z e d i p o n ac i ęc i u g w i n t u p r ó b k i d o s y c n n o p i r o w ę

g l e rn . W a r s t w a p i r o w ę g l a s ł u ż y z j e d n e j s t r o n y p o d n i e s i e n i u w y t r z y m a ł o ś c ik o m p o z y t u , w t y m w y t r z y m a ł o ś ć n a śc i n a n i e , a z d r u g i e j , z g o d n i e z w y n ik a -

m i b a d a ń w p ł y n a c h f i z j o lo g i c z n y c h , o s ł a b i e n i u i n t e n s y w n o ś c i o d d z i a ł y w an i a k o m p o z y t u z e ś r o d o w i s k i e m b i o l o g i c z n y m .

O p r a c o w a n i e k o m p o z y t o w y c h ś r u b o k o r z y s t n y c h w ł a śc i w o śc i a c h m e -c h a n i c z n y c h w y m a g a a n a l i z y d w ó c h w i e l k o ś c i : w y t r z y m a ł o ś c i r i a z g i n a n i e

ś r uby o r a z w y t r z yma ł ośc i na śc i na n i e gw i n t u ś r uby . P i e r w sz a w i e l kość , z a

k t ó r ą o d p o w i e d z i a l n y j e s t u k ł a d r d z e n i a ś r u b y , w y n i k a z s a m y c h w ł a śc i w o śc ik o m p o z y t u w z m a c n i a n e g o w ł ó k n a m i . N a j w y ż s z ą w y t r z y m a ł o ś c i ą n a z g i n an i e c h a r a k t e r y z u j ą s i ę k o m p o z y t y w z m a c n i a n e w ł ó k n a m i u ł o ż o n y m i r ó w n o

l e g ie w j e d n y m k i e r u n k u ( I D ) . W y t r z y m a ł o ś ć n a śc i n a n i e j e s t n a t o m i a s tn a j s ł a b s z y m o g n i w e m w g r u p i e w ł a śc i w o śc i m e c h a n i c z n y c h k o m p o z y t u w

g i e l - w ęg i el . O s i ąga on a k i l ka p r o c e n t w y t r z y ma ł ośc i na roz c i ąga n i e pod* agdy d l a t ypow yc h m e t a l i i po l i m e r ów m a ona w i el kość r z ędu 50 H I ) 'w vi i \

ma ł o śc i na r oz c i ąga n i e . Z a na l i z y t e j w yn i k a , że z a sa d n i c z y m pr ob l e m e mj e s t o p r a c o w a n i e o d p o w i e d n i e g o k s z t a ł t u i w y m i a r ó w g w i n t u , z a p e w n i a j ą

c e g o m o ż l i w i e m a k s y m a l n e p o ł ą c z e n i e k o s t n e . W b a d a n i a c h p o r ó w n a w i z y c l i

s t o s o w a n o s t a l o w e ś r u b y " O s t e o " d o i s t o t y k o r o w e j . P r ó b o m w y t r z y m a ł o śc i o w y m p o d d a n o t r z y o d m i a n y ś r u b : m e t a l i c z n e i w ę g lo w e o w y m i a r a c h ś r u b

' 'O s t e o" do i s t o t y ko r ow e j o r a z ś r uby w ęg l ow e o z modyf i kow a nym gw i nc i e .Z a k r y t e r i u m w y t r z y m a ł o ś c i p r z y j ę t o n o ś n o ś ć i w y t r z y m a ł o ś ć r i a ś c i n a n i e

gw i n t ów w w a r u nka c h w y c i ąga n i a śr ub y z po ł ąc z e n i a . T a k i e obc i ąże n i a , ś r ub

do mi nu j ą w z e spo l e n i a c h kośc i po dc z a s i ch obc i ąża n i a . W t a b . 5 . 12 . p r z e ds t a w i o n o w y n i k i b a d a ń w y t r z y m a ł o ś c i z ł ą c z a k o ś ć - ś r u b a .

Prof i l gwintu

Rodz a j ma t e r i a ł u

Liczba zwojów gwintu, n

Powierzchnia śc inania [mnr l

Siła niszcząca gwint na dlg.7 m m , FKG , |N ]

Krytyczne naprężenie śc ina jącegwint w kości, [MPa]

Osteo

sta l

4.00

79.2

762 ± 23

9.63

O s t e o

C P R C

4.00

79.2

307-J 16

3.88

zmodyfikowany

< : p i u '

3.50

86.1

395 I IK

1.56

Tab. 5.12. Nośność i wytrzy mało ść gwintu kom pozytowy ch śrub węglowych, wkięeonych w ludzką kość udową.

S i ł a n i s z c z ąc a gw i n t , w p r z ypa dku ś r uby w ęg l ow e j s t a now i oko ł o 10% s i ł yn i s z c z ąc e j t e n gw i n t d l a ś r uby s t a l ow e j " O s t e o" . Wyni ka t o z ma ł yc h w a t

t ośc i na p r ęże n i a śc i na j ąc e g o z w oj e gw i n t u w o t w o r z e kośc i d l a ś r ub w ęg l o



I i i n i i i a t c r i u l y w ę g lo w o I k o m p o z y t o w e

w yc h . Wi ąże s ię t o mi ędz y i nny mi z obse r w ow a nym w y kr us z a n i e m i n i s z c z e -n i e m w i e r z c h o łk ó w g w i n t u . W t e n s p o s ó b p o ł ą c z e n i e p r a c u j e p r z y m n i e j s z e j

ś re d n i c y ś r u b y i o b n i ż o n e j p o w i e r z c h n i g w i n t u p o d l e g a j ą c e g o ś c i n a n i u . N a j -

w i ększ ą w a r t ość s i ł y n i s z c z ąc e j gw i n t w kośc i w yka z u j ą kompoz y t ow e ś r ubyw ęgl ow e o z m ody f i ko w a n ym g w i nc i e . Wi ąże s i ę t o z po pr a w ą r ów n om i e r nośc i

r o z k ł a d u o b c i ą ż e ń m i ę d z y g w i n t e m ś r u b y i k o śc i w w y n i k u z w i ę k s z e n i a p o -c h y l e n i a ś c i a n e k g w i n t u . W w y n i k u p r z e p r o w a d z o n y c h b a d a ń n a d k o n s t r u k -

c j i k o m p o z y t o w y c h ś r u b w ę g l o w y c h u z y s k a n o n o ś n o ś ć p o ł ą c z e n i a z k o ś c i ą

i u b y w ęg l o w e j z e z m o d y f i k o w a n y m g w i n t e m ( 3 9 5 N ) p r z e k r a c z a j ą 5 0 % n o ś -

nośc i po ł ąc z e n i a z kośc i ą ś r uby s t a l ow e j " O s t e o" ( 762 N ) . Wska z u j e t o nam o ż l i w o ś ć s t o s o w a n i a k o m p o z y t o w y c h ś r u b w ę g l o w y c h w n i e k t ó r y c h z a b i e -

g a c h z e s p a l a n i a k o ś c i . D o t y c z y t o z e s p a l a n i a n e u t r a l i z u j ą c e g o z w y k o r z y s t a -n i e m m e t o d y " Z e s p ó l " o r a z z ł a m a ń a w u l s y j n y c h . S p o s o b y z e s p a l a n i a t a k i c h

z ł a m a ń p r z e d s t a w i a j ą r y s . 5 . 4 1 . i 5 . 4 2 .

kompozycja śruba węglowa

l ( s : 5 . 11. Zespolenie neut ra l iz ujące z wykorzystan iem kom pozyto wej śruby wę-glowej .

Hys. 5.42. Zespolenie kostki przy pomocy śruby węglowej.



5 .( i. K o m p o z y t y w z i i i i i r i i i a n c w ł ó k n a m i w ę g l o w y m i

U z y ska n e w yn i k i ba d a ń w yt r z ym a ł ośc i ow y c h śn i ł ) z kom poz y t u w ęg i e l wę-

g i e l b y ł y p o d s t a w ą d o r o z p o c z ę c i a p r a c d o ś w i a d c z a l n y c h . W b a d a n i a c h p r ow a d z o n y c h p r z e z S t a s z k o w a | 1 3 , ł 4 ] z e s p a l a n o o d c i ę t y d o ś w i a d c z a l n i e k ł y -

k i e ć p r z yśr odkow y kośc i udow e j k r ó l i ka . D o z e spa l a n i a w ykor z ys t a no kom

p o z y t o w e ś r u b y w ę g l o w e o t r z y m a n e z p r e k u r s o r a p a k o w e g o o r a z p r e k u r s o r af e n o l o w o - f o r m a l d e h y d o w e g o . P o z a b i e g u o p e r o w a n a k o ń c z y n a b y ł a u n i e r u -

c h a m i a n a w s z y n i e g i p s o w e j n a d w a t y g o d n i e . Z w i e r z ę t a w o z n a c z o n y m c z a-s i e 4 , 6 , 8 , 10 i 12 t ygodn i uśmi e r c a no . N i e s t w i e r dz ono pow i ększ e n i a w ęz ł ów

c h ł o n n y c h p a c h w i n o w y c h s t r o n y o p e r o w a n e j k o ń c z y n y . N a s t ę p n i e w y k o n a n os e k c j ę s t a w u k o l a n o w e g o . W m i e j s c u w k r ę c e n i a śr u b y w i d o c z n e b y ł o c z a r n e

z a b a r w i e n i e p o w i ę z i . W k a ż d y m p r z y p a d k u s t w i e r d z o n o z r o s t k o s t n y .

N a pow i e r z c hn i c h r z ęs t ne j z r ośn i ę t yc h k ł ykc i w i doc z ny by ł p r z e ł om z ł a

ma n i a w pos t a c i c i e mne j , z a c z e r n i one j l i n i i . Z a c z e r n i e n i e t o by ł o więk ...u z w i e r z ą t po k r ó t s z ym c z a s i e p r z e byw a n i a ś r uby w kośc i ( 4 l i t ygodn i )

i m n i e j s z e p o 3 m i e s i ą c a c h . W o b s e r w a c j i p r z e b i e g u g o j e n i a z ł a m a ń w>kor z y s t a n o t e c h n i k ę r e n t g e n o w s k ą . A n a l i z a z d j ę ć r e n t g e n o w s k i c h w y k o n y w n

nyc h w ods t ępa c h d w u t yg odn i ow yc h poz w ol i ł a śl e dz i ć p r oc e s z r osi u kos in e g o w f u n k c j i c z a s u . W y p e ł n i a n i e s i ę k a n a ł u w m i e j s c u w p r o w a d z o n e | s i u b y

u w a p n i o n ą t k a n k ą n a j l e p i e j m o ż n a b y ł o o c e n i ć o b s e r w u j ą c z a r a s t a n i e o tw o r u w i d o c z n e g o w p r o j e k c j i b o c z n e j . Z r o s t k o s t n y z ł a m a n i a o b s e r w o w a n y

b y ł ś r e d n i o p o 6 t y g o d n i a c h o d o p e r a c j i . W y p e ł n i e n i e k a n a ł u , w y r a ż a j ą c e g os i ę z a n i k i e m w o b r a z i e r e n t g e n o w s k i m o t w o r u k o ś c i n a s t ę p o w a ł o w o k r e s i e

8 t y g o d n i . B a d a n i a h i s t o p a t o l o g i c z n e w y k a z a ł y c z ę ś c i o w ą d e g r a d a c j ę b a

da n yc h ś r ub . O b se r w a c j e w f unk c j i c z a su poz w o l i ł y s t w i e r dz i ć , że p r oc e sb i o d e g r a d a c j i z a c z y n a s i ę o d 4 t y g o d n i a p r z e b y w a n i a m a t e r i a ł u w ę g lo w e g o

w or ga n i z mi e . F a z y w ęg l ow e dobr z e w ga j a j ą s i ę w b l i z nę kos t ną i w kośc i , n i cobse r w uj e s i ę r e a kc j i komór kow e j t ypu oko ł o " c i a ł a obc e go" . I bob i ny w ęg l u

z n a j d o w a ł y s ię n a o b r z e ż a c h k a n a ł u k o s t n e g o a ż d o p r a w i e c a ł k o w i t e g o i chpoc h ł on i ęc i a j ) r z e z komór k i że r ne .

I n n e w a r u n k i b i o m e c h a n i c z n e w y s t ę p u j ą w p r z y p a d k u s t o s o w a n i u ot e os yn t e z y śr ubo w e j w z ł a m a n i a c h żuc hw y. W z a j e mn y uk ł a d mi ęsn i zw n< \

mi ęśn i dn a j a m y us t ne j i mi ęśn i na dgnyk ow y c h pow odu j e , z e w w iększos i ip r z y p a d k ó w s i ł y i c h p o c i ą g a n i a w z a j e m n i e s i ę r ó w n o w a ż ą . S k u t k i e m t e g o ,

w z ł a m a n i a c h ż u c h w y n i e o b s e r w u j e s ię d u ż y c h n a p r ę ż e ń p o m i ę d z y o d l a n i am i k o s t n y m i . P o w o d u j e t o , że d o c hw i l i o b e c n e j o p r ó c z m e t a l o w y c h p ł y t e k

i ś r ub c z ęs t o s t osu j e s i ę l i ga t u r ę s t a l ow ą o r a z n i c i c h i r u r g i c z ne o duże j w y

t r z y m a ł o ś c i i w y d ł u ż o n y m c z a s i e r o z k ł a d u . Z a s a d n i c z y m c e l em w t y m p r z y

p a d k u , p o a n a t o m i c z n y m n a s t a w i e n i u o d ł a m ó w k o s t n y c h j e s t s ta b i l i za c j i )z e spo l e n i a . O dr óżn i a t o os t e osy r i t e z ę s t osow a ną w o r t op e d i i , gdz i e śr ubyz a p e w n i a j ą d o c i s k o d ł a m ó w a w ię c s p e ł n i a j ą f u n k c j ę c i ą g n ą c ą , I J w z g lę d



B i o m a t e r i a ł y w ę g lo w e i k o m p o z y t o w e

n i a j ą c l c r ó ż n i c e o p r a c o w a n o k o m p o z y t o w e ś r u b y w ę g l o w e o r a z p ł y t k i zk o m p o z y t u w ę g i e l - w ę g i e l d o z e s p a l a n i a z ł a m a n e g o t r z o n u ż u c h w y , k t ó r y c h

w ł a śc iw ośc i p r z e ds t a w i on o w t a b . 5 .13 .

Iinplanl. Gęstość

Porowa-tość

otwar ta

Śr edn ipromieńporów

Siła zry-wa jącagwin t

Wyt r zym a-łość na

zginanie

Modułspręży-stości

I g /cm 3] [%] [nm] IM) [MPa] [GPa]

/IowaLelowa,

2.5 mm 1,5 4,6 2740 240•Iowa^glowa,

mm 1,45 5,6 1480 220 24

lab. 5 .13. Właśc iwości kom pozytow ych śrub węglowych i płytek s tosowanych wchirurgii szczękowej.

S p o s ó b z e s p a l a n i a p r z y w y k o r z y s t a n i u t e g o t y p u ł ą c z n i k ó w p r z e d s t a w i o n o

na r ysunku 5 . 43 . Ba da n i a p r ow a dz one p r z e z C i e ś l i ka w K l i n i c e S z c z ękow o-

' T w a r z ow e j Ś l . A i M w Z a br z u w yka z a ł y pe ł ny z r os t kos t ny w okr e s i e 6 - 8

t y g o d n i , o r a z

Ę Ę W O

Uys. 5.43. Sposób zespa lania z łam anej kośc i żuchwy.

B a d a n i a h i s t o p a t o l o g i c z n e p o t w i e r d z i ł y i n n y p r z e b i e g z r o s t u k o s t n e g o n i ż w

p r z y p a d k u o s t e o s y n t e z y m e t a l o w e j . T e j d r u g i e j to w a r z y s z y ł p r o c e s z a p a l n yw p o s t a c i m a r t w i c y i n a c i e k ó w d r o b n o k o m ó r k o w y c h z ł o ż o n y c h z g r a n u l o -

e y l .ów , kom ór e k p l a z ma t ye z nyc h i f i br ob la st ów . W okó ł i m pl a n t u t w or z y ł au t k a n k a ł ą c z n a w ł ó k n i s t a i t k a n k a z i a rn i n o w a z k r w i n k a m i b i a ł y m i k w a s o -

e h l o n n y m i . P o w s t a j ą c a t k a n k a k o s t n a z b u d o w a n a b y ł a z c i e n k i c h b e l e c z ekk o s t n y c h . W p r z y p a d k u w s z c z e p u w ę g l o w e g o o b s e r w o w a n o p o c z ą t k o w o n i e -

r e g u l a r n ą o t o c z k ę ł ą c z n o t k a n k o w ą z n i e w i e lk i m o d c z y n e m f a g o c y t a r n y m

i n i e l i c z n y m i n a c ie k a m i l i m f o c y t a r n y m i . W n a s t ę p n y m o k r e s i e n a s t ę p o w a ł ao d b u d o w a b e l e c z e k k o s t n y c h , k t ó r e s t o p n i o w o o d t w a r z a ł y w p e ł n i d o j r z a ł ą

kość . bóżn i c e w z a c how a n i u s i ę t yc h dw óc h t y pów ł ąc z n i ków a u t o r z y pu -



415.(i. K o m p o z y t y w z i ii i i r ii i a n c w ł ó k n a m i w ę g l o w y m i

b l i ka c j i | 17 | p r óbu j ą w y j a śn i ć n i c t y l ko obe c nośc i ą s t a nów z a pa l nyc h , n i ct a k ż e z m i a n a m i w p r z e j ) ly w i e b i o p r ą d ó w , / d e c y d o w a n i e w y ż s z e p r z ew ó d

n i e t w o e l e k t r y c z n e i m p l a n t ó w m e t a l i c z n y c h o d ż y w y c h t k a n e k p o w o d u j e ,

ż e b i o p r ą d y p ł y n ą g ł ó w n i e p r z e z m e t a l . W p ł y w a t o n a z a b u r z e n i a w m et a bo l i z m i e w a pn i a i f o s f o r u , c o może p r ow a dz i ć do z a bur z e n i a z r os t u kosi ,

n e g o [ 1 8 ] . T e g o t y p u a r g u m e n t a c j ę m o ż n a p r z y j ą ć , g d y ż a m o r f i c z n e k o mp o ż y t y w ę g i e l - w ę g i e l w z m a c n i a n e w ł ó k n a m i ś r e d n i o m o d u ł o w y r n i w y k a z u j ą

p r z e w o d n i c t w o e l e k t r y c z n e z b l i ż o n e d o p ó ł p r z e w o d n i k ó w . T a k i e w ł a ś c i w o ś

c i w y ka z u j ą t a kże sk ł a d n i k i kości t j . ko l a ge n i hyd r oks ya pa t y t , . W yd a j e s i ę,ż e t a k i u k ł a d p o w i n i e n z a p e w n i ć w ł a ś c i w y p r z e p ł y w b i o p r ą d ó w . Z a s a d n i c z er ó ż n i ce w y s t ę p u j ą t a k ż e w s p r ęż y s t o śc i s t o s o w a n y c h p ł y t e k z e s p a l a j ą c y c h

K o m p o z y t o w e p ł y t k i w ę g l o w e , c h a r a k t e r y z u j ą c e s i ę s p r ę ż y s t o ś c i ą z b l i ż o n ądo sp r ężys t ośc i kośc i odpow i e dz i a l ne są z a r e a l i z a c j ę z e spo l e n i a pó f . z l . y

w n e g o . M a t o w p ł y w n a m i k r o r u c h y o d ł a m ó w k o s t n y c h , p r o w a d z ą c d o , \ bs z e g o z r o s t u p r z e z w y t w o r z e n i e k o s t n i n y z e w n ę t r z n e j . W c z a s i e p o l i / p u j ą

c e g o z r o s t u k o s t n e g o o b s e r w o w a n o t a k ż e s t o p n i o w ą d e g r a d a c j ę i i i nl e i i n iuw ęg l ow e go . Ba da n i a mi k r osk opo w e w yka z a ł y , że ogn i skow e uby t k i n i n l c i n i lu

w ę g l o w e g o m a j ą m i e j s c e n a p o w i e r z c h n i i s ą s p o w o d o w a n e o d d z i a ł y w a n i e m

m e c h a n i c z n y m o t a c z a j ą c y c h t k a n e k . W b a d a n i a c h P y k a ł o , S z c z u r k a I III

nyc h a u t o r ów 119 , 20] n i e s t w i e r dz ono n i gdy c a ł kow i t e j de g r a da c j i ma t e r i a ł u

w ęg l ow e go a n i obe c n ośc i d r o b i n w ęg l ow yc h w od l e g ł yc h t ka n ka c h . D r ob i nys ą u w a l n i a n e p r z e z k o m ó r k i ż e rn e i t r a n s p o r t o w a n e n a c z y n i a m i l i m f a t y

c z n y m i d o r e g i o n a l n y c h w ę z ł ó w c h ł o n n y c h . P o t w i e r d z i ł y t o b a d a n i a w ę z ł ó w

c h ł o n n y c h p o d ż u c h w o w y c h , g d z i e j u ż o d d r u g i e g o t y g o d n i a p o i n i p l a n t a e j io b s e r w o w a n o o b e c n o ś ć d r o b i n w ę g l a . S t o p n i o w o u l e g a ł y o n e d a l s z e m u r o zd r o b n i e n i u i z a n i k a ł y . N i e o b s e r w o w a n o t a k ż e z m i a n p a t o l o g i c z n y c h w ą t r o

b y i n e r e k . Ś w i a d c z y t o o b r a k u u j e m n y c h o d c z y n ó w o g ó l r i o u s t ro j o w y c ł i , c oj e s t , t e ż c e c hą ma t e r i a ł u b i oz godne go . Z a sa dn i c z e ko r z yśc i s t o sow a n i a i m

pl a n t ów w ęg l ow yc h w c h i r u r g i i s z c z ękow e j w i ążą s i ę j e dna k z un i ku i ę< i nnp o w t ó r n e j o p e r a c j i u s u n i ę c i a i m p l a n t u , j a k t o m a m i e j s c e w p r z y p a d k u l ą

c z n i ków me t a l ow yc h , o r a z z moż l i w ośc i ą r a d i o l og i c z ne j obse r w a c j i . . , l m\z ł a m a n i a n a c a ł e j j e j d ł u g o ś c i . P o n a d t o d u ż ą z a l e t ą t eg o t y p u z e s p o l e n i u |< i

m o ż l i w o ś ć ś r ó d o p e r a c y j n e g o d o p a s o w a n i a k s z t a ł t u p ł y t k i i r o z m i e s z c z e n i a

o t w o r ó w . Z a p e w n i a t o p r o s t a o b r ó b k a m e c h a n i c z n a p ł y t k i p o l e g a j ą c a n a j e jd o c i n a n i u i n a w i e r c a n i u o t w o r ó w . W e d ł u g o p r a c o w a n e j t e c h n o lo g i i w y k o n a ,

no t a kże s t ożkow e gw oźdz i e do moc ow a n i a w ł ókn i ny w ęg l ow e j w l e c z e n i uu b y t k ó w t k a n k i c h r z ę s t n e j o r a z ś ru b y j a k o e l e m e n t y z a c z e p ó w w i ę z ad e ł s t a

w o w y c l i . R e z u l t a t e m p o z y t y w n y c h w y n i k ó w b a d a ń d o ś w i a d c z a l n y c h b y ł y

z a b i e g i k l i n i c z n e p r z e p r o w a d z a n e z w y k o r z y s t a n i e m o s t . e o s y n f e z y w ę g l o w e j( t a be l a 5 . I I . ) .



11)1) H i o m a t e r i a l y w ę g l o w e i k o m p o z y t o w e

Dziedzina medycyny Rodzaj zat>iegu

Liczba

zabiegów

Zro s t

kostny

O r to p e d i a Zespolenie kostek goleni 5 Pra w id ło w y

Zespolenie kości udowej 3

Zaczepy więzadeł 10

Mocowanie włókniny węglowej(ubytki tk . chrzęstne j) 100

t hirurg ia szczękowa Zespo lenie żuchwy 24 Pra w id ło w y

lal i . T). I I . L iczba zab iegów k l in i cznych zespalan ia kości p rzy pomocy kompozy-towych ś rub węg lowych .

A k t u a l n i e t r w a j ą p r a c e n a d m o d y f i k a c j ą k o m p o z y t u w ę g ie l - w ęg i e l h y d r o k s y -

a p a t y t e m w c e l u n a d a n i a m u c e c h b i o a k t y w n y c h . M o ż e t o r o z s z e r z y ć m o ż l i -

w o śc i w y k o r z y s t a n i a t e g o t y p u i m p l a n t ó w o s t o m a t o l o g i ę o r a z d o u z u p e ł n i a -

n i a u b y t k ó w k o s t n y c h p r a c u j ą c y c h w w a r u n k a c h p o d w y ż s z o n y c h n a p r ę ż e ń .


l | S . R a m a k r i s h n a , J . M a y e r , E . W i n t e r m a n t e l , K . W . L e o n g : FJiomedical

applicalions of polymer-composite based materials: a r e v i e w , C o r n p o -

s i t e s S c i e n c e a n d T e c h n o l o g y 6 1 , 1 1 8 9 - 1 2 2 4 , 2 0 0 1

2 | . 1 . C h ł o p e k , S . B ł a ż e w i c z , E . P a m u ł a , M . B ł a ż e w i c z , C . W a j l e r , E . S t a s z -

k ó w : Carbon and polymer composites in bone surgery. M a t e r i a l s f o r

M e d i c a l E n g i e e r i n g E u r o m a t 2 , 1 0 3 - 1 09 , 1 9 9 9

3 | E d i t e d b y J . M i d d l e t o n , G . N . P a n d ę , K . R . W i l l i a m s : Recent aduances

in: Computer m.eihods in biomechanies and biornedical engineering,

B o o k s J o u r n a l s I n t e r n a t i o n a l 1 9 9 2

l | Suresh S . : Craded materials for biornedical applications, P r o c . T e n t h

I n t . C o n f e r e n c e o n B i o r n e d ic a l E n g i n e e r i n g , S i n g a p o r e , 6 - 9 D e c e m b e r

2000

r>| S . L . E v a n s , P . J . G r e g s o n : Composite technology in load-bearing or-

thopaedic implants, B i o m a t e r i a l s 1 9 , 1 3 2 9 - 1 3 4 2 , 1 9 9 8

| ( i | K . I I . K r a m e r : lni.pla.nts For Surgery - A Suruey on Metallic Materials,

M a t e r i a l s f o r M e d i c a l K r i g i r i e o r i r i g P d J R O M A T 9 9 V o l . 2, 9 - 2 9 , 1 9 9 9



I iibliograliu

| 7 | L . L . I J e nc h : Bioceramies: l')vm conccpl to cli mc J . A i n . ( ' c r um . S oc .

74( 7 ) , 1487- 1510 , 2000

|8 | M . V e r t , S . M . L i , G . S pc r i l e ha ue r , P . Cuor i n : Biirresorbabiliiy and Ino

compability of alyphatic polyetslers. .1 .Mat .Sci . Materia l s III Mcdicinc3 , 432- 446 , 1992

| 9] M . B ł a ż e w i c z , S . B ł a ż e w i c z , J . C h ł o p e k , E . S t a s z k ó w : Struci,urc and

properties of carbon materials for medical applicalions. Ceramics inS ubs t i t u t i ve a nd Re c ons t r uc t i ve S ur ge r y . E l s e v i e r , A r ns t e r da r n l ! ) ! ) l

[10] M.Błażewicz : Carbon ma terials in the treatmeril of soft and kard tissue

injuries, E ur ope a n Ce l l s a nd M a t e r i a l s 2 , 21 - 29 , 2001

| 11 ] A . M a j o l a , S . V a i n i o n p a a , P . R o k k a n e n , H . - M . M i k k o l a , I I '< »rn ni lii \l>

sorbable self-reiforced polylaetide (SR-PL A) compo site roils foi Innture fication: slrength and strenglh retention in Ihe bom mul •uibciitaneous tissue of rabbits. J.M at.S ci.: Ma ter ials In Medieirie 3, 13 IV2000

[ 1 2 ] W . S u c h a n e k , M . Y a s h i m a , M . K a k i h a n a , M . Y o s h i m u r a : Processing mul

mechanica l properties of hydrozyapatite reinforced with. hydro.ryapulilewhiskers. Bi oma t e r i a l s 17 , 1715- 1723 , 1996

[ 13] Św i ą t kow sk i J . , Chmi e l e w sk i W. , G ór e c k i A . , K uś W. M . , Ch ł ope k . ) . ,Błażewicz S. , Powroźnik A.: Inżynieria, Materiałowa 5, 150, 1993

[14] J .Świą tkowski , ,J .Goździk , S.Szwed: Włókna węgłowe w radiologii, re dW . M . K u s i a : B i o m a t e r i a ł y w ę g l ow e w m e d y c y n i e , K a r n i o w i c e l ! l' ll

[1 5 ] E .F i t z e r , A .Gk o g k i d i s , M .He i n e : Carbon fibres and Iherr ennipn il<

C a r b o n 8 4 , I C C , B o r d e a u x , 4 J u l y 1 9 8 4

[ 16] G . S a va ge : Carbon-carbon com.posi.tes, C h a p m a n & l l a l l , L o n d o n , 1 9 0 3

[17 | J . Chłope k: Komp ozyty węgiel-węgiel. Otrzymywan ie i astosowanic wmedycynie, P o l s k i B i u l e t y n C e r a m i c z n y C e r a m i k a 5 2 , K r a k ó w 1 9 9 7

[ 18 | S . B ł a że w i c z , . l . B ł oc k i , . 1 . Ch ł ope k , . 1 . G od l e w sk i , ,J .M i c ha ł ow sk i ,

K.Pakot i sk i , , ) . l ' i ekarezyk , M.Stodulsk i : Tli/in C/C compo site shellsfor high c.ncryy physics: m anufacturc and properties, Carbon, Vol , 34,No. I 1, 1393 1390, 1900



10 '.! . ) H i o i i i a t o r i a l y w ę g l o w e i k o m p o z y t o w e

| 10 | Fi t.zcr 10., H ut t ne r W ., Mano cha L.M.: Influence of process parameterson the mechanical prope.rl.ies of carbon/carbon - composites with pilch,as matrix precursors, Carbon 18 , 1980 , 291-295

| 2 0 | La n a y e J . , P ra d o G. : Ghemistry and physics of carbon, vol. 14, WalkerP d , N e w Y or k , 1981

| 2 I | Dacie B. , Marinkovic S. : High temp. - high pres. 13, 185, 1981

|22| .1. Chłopek: Kompo zyty węgiel - węgiel - zasady projektowania ichwłaściwości, K a r b o 4 - 5 , 117- 119 , 2000

| ' . !3 | M.Błażewicz : Węgiel jako biomateriał, P o l s k i B i u l e t y n C e r a m i c z n yP A N Ce r a mi ka vo l . 63 , K r a ków 2001

[ 2 4| A . S u d a n e s e , G . C i a p e t t i , N . B a l d i n i , S . S t e a , D . C i a r o n i , D . D a l l a r i ,

A.To n i , A .Gi u n t i : An evaluation of the in vivo and. in vitro biologi-cal reaction and mechanical features of carbon fibrę composites, ChirO r ga n i M ov . L X X V , 171- 176 , 1990

| 2 5 | L e w a n d o w s k a - S z u m i e ł M . , K l ei n J . , Ś l a d o w s k i D . , P u k a ł o R . ,

Komender J . : Reakcja tkanek na implantację różnych materiałów wę-głowych po krótkiej obserwacji, Inżynieria Materia łowa 5 , 130-131 ,1993

| ' . ! l > | J a b l o r i ska - K l e i n J . , L e w a ndow ska - S z umi e ł M . : Mat. Konf. Biomate-

riały węglowe, Rytro '92 , 37 , 1992

| 2 7 | B r a n d w o o d A . , N o b e l K . R . , S e h i n h e l m K . : Phagocytosis of carbon

partieles by macrophages in nitro, Biomateria l s 13 (9) , 646-648 , 1992

| 28 | Chr i s t e l P . , C l a e s L . , B r ow n S . A . : Carbon-reinforced composites in

orlhopedic surgery. H i g h p e r f o r m a n c e b i o m a t e r i a l s . A c o m p r e h e n s i v e

g u i d e t o m e d i c a l a n d p h a r m a e e u t i c a l a p p l i c a t i o n s , 4 9 9 - 5 1 8 , 1 9 9 1

|29 | F o r s t e r I . W. , Ra l i s Z . A . , M c k i bb i n Z . , J e mnki ns D . H . R . : Biological

rcacliori to carbon fibrę implants: The form.ati.on and structure of acarbon-induced, N e o t e n d o n , C l i n O r t h o p R e l a t e d R e s 1 3 1 , 2 9 9 - 3 0 7 ,1078

|30 | C i e śl i k T , P ogo r z e l ska - S t r onc z a k B . , S z c z ur e k Z . , S ku l sk i S ., S a b a t

I).: Kliniczna i histopatologiczna ocena, zespoleń złamanej żuchwy przypomocy płytek i. śrub wykonanych z kompozytu C-C, In ż y n i e r i a M a t e -r ia łowa 5 (76) , 140-142, 1993



H i b l i o j ; n i . l i a n i ; i

[31] Mor e N. , Ba qu ey C . , Har t , lic X. , Roua is F Rive l ,1 , ' IYin<| iiecoste

M., Marchand A.: Ihoeompatibilily oj" c.arbon carbon m ahrials: III vivosiudy oj thei.r erosion using carbon labclcil. sampl.cs, Biomaterials9 , 328- 334 , 1988

[32] Adams D., Wi l l iams D.F. , l l i l l J . : Carbon Jiber-reinforced carbon. as

a potential implant materiał, Jour na l B i o r ne d i c a l M a t e r i a l s Re se a r c h

12, 35-42, 1978

[33] Bajor G. , Szczurek Z. , Sabat , D.: Ocena właściwości, biologicznychkompozytów węglowych oraz węgiel-żywica epoksydowa w oparem obadania doświadczalne na królikach, Inżynieria Biomateria łów 5 ( i , 35 ,1999

[ 34] G . Ba j o r , M . B l a z e w i c z , J . Bohos i e w i c z , J . Ch ł ope k , A . S t oc h , Hiiilniin

powierzchni kom pozytów w ęglowych pokrytych hydroksynpalylciii poimplantacji, I nżyn i e r i a B i om a t e r i a ł ó w 3 , 21 , 1998

[ 35] L e w a ndow ska - S z umi e ł M . , K l e i n J . , K ome nde r J . : 1 on erchanyc be

tween carbon implants and bone after short in vivo obsernalton, liiiI n t e r n a t i o n a l C o n f e r e n c e B i o i n t e r a c t i o n s ' 9 3 , 7 (i , 1 99 3

[36] Chłopek J . , Błażewicz M.: Manufa.ctu.ring and properties of (' (' hasedimplant materials, I n t r . S ym pos i um on C a r b on , S c i e nc e a nd 1'ec hno l

ogy f o r N e w Ca r bons , T okyo , T a nso , 254 , 1998

[37] Kiefer I I . , Claes L . , Bur r i C. , Kuglmeier K. : Ihological Ji.ration of nar

ious titanium and carbon implants in cancellous bone: Inomcchiniiculand histomorphological eualuation, iri : Biological and BioincchanieulP e r f o r ma nc e o f B i o ma t e r i a l s , P . Chr i s t e l , A . M e u n i e r , A .. I ( ' e ds 171

476 , 1986

[ 38] L e w a nd ow ska - S z um i e ł M . , K om e nd e r ,1 ., G ór e c k i A . , K ow a l sk i M

Fi.xati.on of carbon fibre-reinforced carboricom positt iniplanhil mlobone, J. Mat Sci Mat in Med 8, 485-488, 1997

[39] Gałęzia M.: Ocena, przydatności protez jądra zbudowan ych malenałów węglowych polskiej produkcji, p ra c a d o k t o rsk a Ak a d e mi a M c d yc z na w Wa r sz a w i e , Wa r sz a w a 1991

| 40] Gałęzia M., ( ' ł i lopek J l'rotczy jadra zbudowane z materiałów weglowych, M a t e r i a ł y K o n f e r e n c j i N a u k o w e j " B i o m a t e r i a ł y W ę g l o w e ",

Ry t r o , P a źdz i e r n i k 1991



101 i H i o m a t c r i n l y w ęg l o w e i k o m p o z y t o w e

| l l | Ga ł ę z i a M . , C h ł o p e k . ) . : Węglowa proteza jądra - wstępne wyniki

badań klinicznych, M a t e r i a ł y K o n f e r e n c j i N a u k o w e j " B i o m a t e r i a ł y

W ę g ł o w e " , R y t r o , P a ź d z i e r n i k 1 9 9 2

|42 | G r i l l o I ł . : J . T hor a c . Ca r d i ova sc . S u r g . 91 , 322 , 1986

113 | G o ł dbe r g L . , Whi t e R . a t a l : S u r g . F or um 33 , 40 , 1982

| I l | N e l son R . , G o l db e r g L . , W hi t e R . , S hor s E . : T h or a c . Ca r d i o va sc . S u r g .

86, 800, 1983

| l.r>| P e r e l m a nn M . , Wi r i uko w J . , K or o l e w a N . : Kardiochirurgia 66, 45,

1979

|16] Roszkowska M.: Eksperymentalne zastosowanie materiału węglowegow rekonstrukcji ubytków ściany tchawicy, M a t e r i a ł y K o n f e r e n c y j n e :B i o m a t e r i a ł y w ę g l o w e C a r b o n , R y t r o 1 9 9 0 , w y d . A G H , s t r . 2 4 ,K r a k ó w 1 9 9 0

| I 7 | R o s z k o w s k a M . : P r a c a d o k t o r s k a C M K P , W a r s z a w a 1 9 9 2

| l«S| ( , 'h lopek J . : New materials for orthopaedic screws, Ac t a M o n t a n a , 1 0( 1 1 5 ) , 1 - 1 1 , 2 0 0 0

119 | B ł a że w i c z S . , Ch ł ope k J . , L i t a k A . , Wa j l e r C . , S t a sz ków E . : Exper-

rmcn.t.al study o n mechanical properties of composite carbon screw,Bi oma t e r i a l s , 18 , 437- 439 , 1997

|50 | S t a sz ków E . , K uś W. M . , Ch ł ope k J . , Wa j l e r C . : A Study of Compos-

ite Carbon Screw in the Treatment of Bone Fractures in the Rabbit.C o m p u t e r M e t h o d s i n B i o m e c h a n i c s & B i o r n e d i c a l E n g . e d . b y M i d -d l e t o n , G . N . P a n d ę , K . R . W i l l i a m s , B o o k s & J o u r n a l s I n t e r n a t i o n a l

L T D S w a n s e a 1 9 9 2

|51 | S t a sz ków E . , Ch ł ope k J . , L i t a k A . , K uś W. M . : Badania nad mo-

dyfikacją kompozytowych śrub węglowych przydatnych w chirurgii-ortopcdii - dalsze obserwacje kliniczne. In ż y n i e r i a M a t e r i a ł o wa , 5 , 1 3 5 ,1993

| 52] Staszków E , Chł opek . ). , Li tak A.: Kompozytowe śruby ruęglowe -

dalsze prace nad. poprawą parametrów w ytrzymałościowych, pierwszeobserwacje kliniczne, M a t e r i a ł y K o n f e r e n c j i N a u k o w e j " B i o m a t e r i a ł y

Węgl ow e " , Ry t r o , P a źdz i e r n i k 1992



K o m p o z y t y w / i i i iu n i i i i i i ' w l ó k i i i i i n i w ę g l o w y m i l i t : ,

|53 | Cieśl ik T . , Pog orz e lsk a-S t ron ezak l i . , Szczu rek ' / . , Skul .ki S . , < ' l i l ope kJ . , S a ba t D . : Zastosowanie płytek I śrub kompo YL u węgiel węgiel III

zespoleniu odłamów żuchwy u królikom. I i iżynie i IH M a t e r i a ł ow a , 5 , I 3H ,1 9 9 3

[ 54] C i e ś li k T . , P ogo r z e l ska - S t r on e z a k 13., S z c z ur e k Z . , S a ba t I ) . , Ch ł o pe kJ . , S ku l sk i S . : Kliniczna i his łopatologiczna ocena zespoleń złamanej

żuchwy przy pomocy płytek i śrub wykonanych z kompozytu węgiel

węgieł. I n ż y n i e r i a M a t e r i a ł o w a , 5 , 1 9 9 3 , 1 4 0

|55 ] C i e ś li k T . , P ogor z e l ska - S t r on c z a k B . , S z c z ur e k Z . , S a ba t I ) . Cz a s

S t o r na t . 6 , 130 , 1996

[56] Marc iniak , J . : Biomateriały w chirurgii kostnej, W yd, PSI . Cl iwlc i

1992

[ 57] S t a sz ków E . , S z c z ur e k Z . , S a ba t D . , Ch ł ope k . ) . : M a t . K on i Ihonni

teriały węglowe w medycynie, s t r . 5 , Ry t r o 1995

[ 58] P y ka ł o R . : Obrazy mikroskopowe wgajania implantów węgłowych.

B i o a m t e r i a ł y w ę g l o w e w m e d y c y n i e , p o d r e d . W . M . K u s i a , K O , K a tr t iowice 1994.

[ 59 ] Ch ł ope k J . , B ł a że w i c z M . , S z a r a n i e c B . : Kompozyty bioaktywno, A c t a

o f B i oe g i ne e r i ng a nd B i ome c ha n i c s vo l . 3 , supp . l , 39 - 16 , 2001 .

5 . 6 . 3 . K o m p o z y t y w ł ó k n o w ę g l o w e - p o l i m e r

J e d n ą z n a j b a r d z i e j p e r s p e k t y w i c z n y c h g r u p m a t e r i a ł ó w m o g ą c y c h z n a l e •s z e r o k i e z a s t o s o w a n i e w m e d y c y n i e s ą k o m p o z y t y p o l i m e r o w e 1 1 , 2, 3| , W y k a

żu j ą one z r óżn i c ow a ną budow ę i w ł a śc i w ośc i , c o sp r a w i a , że n i e k t ó r e z n i c h wś r o d o w i s k u b i o l o g i c z n y m s ą b i o s t a b i l n e , a i n n e u l e g a j ą r e s o r p c j i . S t o s o w a n e

n a o s n o w y k o m p o z y t ó w p o l i m e r y m o g ą b y ć t e r m o p l a s t y c z n e i t e r i n o u t w a rd z a l n e . P o z w a l a t o n a w y k o r z y s t a n i e d o o t r z y m y w a n i a k o m p o z y t ó w r ó ż

n y c h t e c h n i k , t y p o w y c h d l a t y c h d w ó c h g r u p p o l i m e r ó w . B i o r ą c p o d u w a g ęf a k t , ż e o p t y m a l n e ; b i o z a c h o w a n i e m a t e r i a ł u w y m a g a s p e ł n i e n i a j e d n o c z e ś

n i e w a r un ku b i oz god nośc i i b i o f u nkc y j nośe i , t o z r óżn i c ow a n i e w ł a śc i w ośc imoże być ba r d z o kor z y s t ne d l a spe ł n i e n i a ok r e ś l one j f unkc j i w żyw y m org a n i z m i e . W p r z y p a d k u p o l i m e r ó w z a s a d n i c z y p r o b l e m s p r o w a d z a s i ę d o



B i o m a t e r i a ł y w ę g l o w e i k o m p o z y t o w e

pop r a w y i c h w ł a śc i w ośc i me c ha n i c z ny c h , a w s z c z e gó l nośc i uz ys ka n i a moż l i -

w ośc i s t e r o w a n i a ic h w ł a śc i w ośc i a mi me c h a n i c z nym i w g r a n i c a c h o dp ow i a -da j ąc ym w ł a śc i w ośc i om l e c z onyc h t ka ne k . P or ów na w c z e z e s t a w i e n i e w ł a śc i -

w o śc i m e c h a n i c z n y c h n i e k t ó r y c h t k a n e k i b i o z g o d n y c h p o l i m e r ó w p r z e d s t a -w i a t a be l a 5 . 15 .

Mate r ia !

Moduł YoungaE

[GPa]


(Tr [MPa]

Kość zbita (w kierunku równoległym) 17.7 133Kość zbita (w kierunku prostopadłym) 12.8 52

Kość gąbczasta 0.4 7.4

Szkliwo 84.3 10

Chr ząs tka włókni s ta 0.16 10.4

Polietylen (PE) 0.88 35

Poli( tet . raf luoroetylen) (PTFE) 0.5 27.5

Polime takrylan metylu (PMMA ) 2.55 59

Politeref talan etylenu (PET) 2.85 61

Pol i e t .eroeteroketon (PEE K) 8.3 139

Polisulfon (PS) 2.65 75

Polilaktyd (PLA) 1.9 32.5

Poli( lakt .yd/glikol) (P(GLA/PLA)) 1.5 21.4

Żywica epoksydowa (Epoxy) 5.0 50.0

l i i i ' . 5 .15. Właśc iwości mechaniczne niektórych tkan ek i pol imerów [1,2,3].

W i ę k s z o ś ć p o l i m e r ó w w y k a z u j e b a r d z o n i s k i e w a r t o ś c i m o d u ł u Y o u n g a i w y -t r z y m a ł o ś c i . C z y s t e p o l i m e r y n i e s ą w s t a n i e s p r o s t a ć w y m a g a n i o m n a r z u -

c o n y m p r z y z e s p a l a n i u t k a n k i k o s t n e j . W t y m p r z y p a d k u i m p l a n t p o w i n i e nw y k a z y w a ć z b l iż o n y d o t k a n k i k o s t n e j m o d u ł Y o u n g a o r a z 2 - 3 r a z y w y ż s z ą

w y t r z y m a ł o ś ć . I n n a s y t u a c j a w y s t ę p u j e w p r z y p a d k u t k a n e k m i ę k k i c h , g d z i eg ł ó w n e k r y t e r i u m s p r o w a d z a s i ę d o u z y s k a n i a z b l i ż o n e j d o t k a n k i e l a s t y c z -

n o ś c i ( o d k s z t a ł c a l n o ś c i ) . S t o s o w a n e d o r e g e n e r a c j i t k a n e k p o l i m e r o w e p o d -ł oża , p o w i n n y w y r ó ż n i a ć s ię w i e l o w y m i a r o w ą , p r z e s t r z e n n ą b u d o w ą , d o b r ą

p o c z ą t k o w ą w y t r z y m a ł o ś c i ą o r a z z d o l n o ś c i ą d o r e s o r p c j i [ 4 , 5 ] . P r z e d s t a w i o -ne w ymogi w ska z u j ą , że os i ągn i ęc i e t a k z r óżn i c ow a nyc h c e l ów może z a pe w -

n ie s t o s o w a n i e w ł ó k n i s t y c h k o m p o z y t ó w o o s n o w a c h p o l i m e r o w y c h .

B i o z g o d n e w ł ó k n a w ę g l o w e s t w a r z a j ą n a j w i ę k s z e m o żl i w o śc i w z m a c n i a -

n i a po l i me r ów . Wi ąże s i ę t o p r z e de w sz ys t k i m z do br ą p r z y c z e p nośc i ą t yc h

w ł ók i e n do po l i m e r ów . Wy t r z y ma ł ość na r ni ędz yw a rs tw ow e śc i na n i e może

d l a t e go t ypu kompoz y t ów os i ąga ć w a r t ośc i na w e t do 100 M P a . W z a l e żnośc iod o r i e n t a c j i w ł ók i e n i i ch udz i a ł u ob j ę t ośc i ow e go w kom poz y c i e o r a z r o -

d z a j u s t o s o w a n e j o s n o w y p o l i m e r o w e j m o ż n a z a s a d n i c z o z m i e n i a ć z a r ó w n o



K o m p o z y t y w z m a c n i a n e w ł ó k n a m i w ę g l o w y m i l l l ' i

ich właśc iwo ści me cha nicz no , jak i biologicz ne , Zesta wie nie lye l i właśc iwości

p r z e d s t a w i a t a b e l a 5 . 1 6 .

R o d z a jk o mp o z y tu

Wytrzymałość narozciąganie a r , | M Pa |

Moduł YoimgnE | C P a |

O r i e n t a c j awłókien

Zachowaniebiologiczne

C F / P S 94.2 2. 5 M O bios! abi lne

C F / P S U 497 48.1 II) hiostahi lnc

C F / P L A 80 2.3 M D częścioworesorbownlm

C F / P ( G L A / P L A ) 7 5 2.8 MD częścioworesorbownlm

C F / E p o x y 500 - 1500 100 ID hioKl abilne

C F / P E E K 1940 125 ID bioNl llblllle

C F / P E E K 200 - 400 10 - 50 M D bi< w nlilliii'

Tab. 5.16. Właśc iwości mechaniczn e biozgodnych komp ozytów polimcrowy< liwzmacnianych włóknami węglowymi.

K o m p o z y t y o o s n o w a c h z p o l i m e r ó w t e r m o u t w a r d z a l n y c h ( n p ż y w ii e pok

s y d o w y c h ) w y t w a r z a s i ę n a j c z ę ś c i e j m e t o d ą c i e k ł e j i m p r e g n a c j i w ł ó k n u w

g l ow yc h w pos t a c i : r ow i r t gów , ma t , t ka n i n o r a z w ł ókn i n . P oz w a l a t o na uz \k a n i e l a m i n a t ó w ( p r e p r e g ó w ) , k t ó r e n a s t ę p n i e ł ą c z y s i ę z e s o b ą i s p r n s o w u p '

w o d p o w i e d n i c h f o r m a c h . F o r m y m o g ą o d z w i e r c i e d l a ć o s t a t e c z n y k s z t a l lw y r o b u l u b t e ż d o n a d a n i a o s t a t e c z n e j f o r m y s t o s u j e s i ę d o d a t k o w ą , k o m o

w ą o b r ó b k ę m e c h a n i c z n ą . U z y s k u j e s i ę w t e n s p o s ó b k o m p o z y t y w z m o c n i on e j e d n o k i e r u n k o w o ( I D ) , w d w ó c h k i e r u n k a c h ( 2 D ) l u b o a n i z o t r o p o w y m

u ł o ż e n i u w ł ó k i e n ( M D ) .

K o m p o z y t y z p o l i m e r ó w t e r m o p l a s t y c z n y c h m o ż n a w y t w a r z a ć r ó w n i eż

m e t o d ą c i e k ł e j i m p r e g n a c j i , j e d n a k w t e d y p o l i m e r m u s i b y ć r o z p u s z c z o n y

w o d p o w i e d n i m r o z p u s z c z a l n i k u i z n a j d o w a ć si ę w c i e k ł e j p o s t a c i I n n y mr o z w i ą z a n i e m j e s t p r o w a d z e n i e p r o c e s u in f i l t ra c j i w p o d w y ż s z o n y c h l n u

p e r a t u r a c h , w k t ó r y c h p o l i m e r u l e g a u p ł y n n i e n i u . P o u z y s k a n i u l u m i n a l ó wd a l s z e p o s t ę p o w a n i e j e s t a n a l o g i c z n e j a k w p r z y p a d k u p o l i m e r ó w I c n u o i i i

w a r d z a l n y c h , c z y l i s p r a s o w a n i e o d p o w i e d n i e j l i c z b y l a m i n a t ó w w I b n n a c h opożąda nym ksz t a ł c i e , k t ó r e może być j e s z c z e uz upe ł n i one ob r óbką t i i c e hn

n i c z n ą w c e l u n a d a n i a w y r o b o w i o s t a t e c z n y c h w ł a śc i w o śc i . J e d n a k ż e n a jc z ę ś c i e j w y k o r z y s t y w a n ą m e t o d ą o t r z y m y w a n i a k o m p o z y t ó w z p o l i m e r ó w

t e r m o p l a s t y c z n y c h j e s t m e t o d a w t r y s k u . U m o ż l i w i a o n a o t r z y m a n i e m ut e r i a l ó w k o m p o z y t o w y c h t y l k o o a n i z o t r o p o w y m u ł o ż e n i u w ł ó k ie n ( M D ) .

N i e s t e t y , w t ym p r z y pa dk u s t os u j e s i ę t y l ko w ł ó kna k r ó t k i e ( do k i l ku mm ) , a

uz y sk i w a ne udz i a ł y ob j ę t ośc i ow e w ł ók i e n są du żo n i ższ e ( ma x . k i l ka na śc i e %o b j . ) n i ż w m e t o d a c h c i e k ł e j i m p r e g n a c j i . Z t e g o w z g lę d u k o m p o z y t y o t r z ym a n e m e t o d a m i w t r y s k u m a j ą n i ż s z e p a r a m e t r y w y t r z y m a ł o ś c i o w e , a l e z a



108 B i o i i i i i l c r i u l y w ę g l ow e i k o m p o z y t o w e

t o w y r o b y t o c e c h u j e b a r d z o d o b r a p o w t a r z a l n o ś ć w y n ik ó w w y t r z y m a ł o ś c i

c z y m o d u ł u Y o u n g a . W p r z y p a d k u k o m p o z y t ó w o o s n o w a c h z p o l i m e r ó wt e r m o p l a s t y c z n y c h m o ż l i w e j e s t s t o s o w a n i e t z w . m e t o d y p r o s z k o w e j . P o l e g a

o n a n a n a n o s z e n i u e l e k t r o s t a t y c z n y m d r o b n y c h c z ą s t e k p o l i m e r u ( o r o z m i a -r a ch d o 5 0 / t m ) n a w ł ó k n a w ę g lo w e , k t ó r e n a s t ę p n i e s ą p o d d a w a n e o b r ó b c e

t e r m i c z n e j w c e l u w y t w o r z e n i a l a m i n a t ó w i g o t o w y c h w y r o b ó w . Z a l e t ą t e jm e t o d y j e s t t o , ż e u m o ż l i w i a o n a u z y s k a n i e s t o s u n k o w o d u ż y c h u d z i a ł ó w

o b j ę t o ś c io w y c h w ł ó k i e n w k o m p o z y c i e w p o s t a c i w z m o c n i e n i a j e d n o l u b

d w u k i e r u n k o w e g o ( I I ) l u b 2 D ) . P o n a d t o w m e t o d z i e t e j n i e s t o s u j e s i ę t o k -sycznych r o z p u s z c z a l n i k ó w , k t ó r y c h c a ł k o w i t e u s u n i ę c i e z o s t a t e c z n y c h w y -r o b o w w y m a g a n i e r a z d o d a t k o w y c h z a b i e g ó w t e c h n o l o g i c z n y c h i n i e z a w s z e

j e s t m o ż l i w e d o w y k o n a n i a . N i e s t e ty , j a k d o t ą d m e t o d a t a n i e z n a l a z ł a s z e r -

s z e g o z a s t o s o w a n i a w p r o d u k c j i k o m p o z y t ó w d l a z a s t o s o w a ń m e d y c z n y c h .

O be c ność w ł ók i e n w ęg l ow yc h z a sa dn i c z o z mi e n i a w ł a śc i w ośc i me c ha -n i c z ne po l i me r ów , a c o ba r dz o i s t o t ne , w z a l e żnośc i od o r i e n t a c j i w ł ók i e n

p o z w a l a s t e r o w a ć t y m i w ł a ś c i w o ś c i a m i . S t w a r z a t o m o ż l i w o ś ć o t r z y m a n i ai m p l a n t ó w o d o b r e j w y t r z y m a ł o ś c i s t a t y c z n e j i z m ę c z e n i o w e j , p o d w y ż s z o n e j

o d p o r n o ś c i n a p e ł z a n i e i n i s k i m m o d u l e Y o u n g a . W p r z y p a d k u p o l i m e r ó w

r e s o r b o w a l n y c h w p r o w a d z e n i e d o p o l i m e r u w ł ó k i e n m o ż e z m i e n i ć r ó w n i e żj e g o z a c h o w a n i e b i o l o g i c z n e , p r z e d e w s z y s t k i m c z a s r e s o r p c j i o r a z s p o s ó b

o d d z i a ł y w a n i a . O b e c n o ś ć g r a n i c m i ę d z y f a z o w y c h w ł ó k n o - o s n o w a m o ż e

i a ,n o w ie d o d a t k o w e m i e j s c a k o n t a k t u z p ł y n a m i u s t r o j o w y m i i t y m s a m y m

pr z ysp i e sz a ć p r oc e s r e so r pc j i . Wpł yw t e n j e s t poka z a ny na r ys . 5 . 44 .

£ 2000 4 .. r ,— — T — , — , — , — „ r ,......»—,....

0 7 1 4 2 1 2 8 3 5 4 2 4 9 5 6 63Czas implantacji [dni]

Hys. ,>. 11. Zmiany prędkości f a li ul t r adźwiękowej po prze t rzym ywan iu w płyn achust rojowych dla czystego POLA i PC LA f C F .

P o z o s t a j ą c e p o p r o c e s i e r e s o r p c j i w ł ó k n a , s t a n o w i ą c e p r z e s t r z e n n e p o d ł o ż em o g ą s p r z y j a ć p r o c e s o w i n a r a s t a n i a t k a n k i k o s t n e j . J a k w y n i k a z r y s i m -



K o m p o z y t y w z m a c n i a n e w ł ó k n a m i w ę g l o w y m i l l l ' i

k u 5 . 45 . p o p oc z ą t k ow y m sp ad k u w yt r z ym ał ośc i n u ś c i n an i e g i an i c y k ośći m p l an t z w i ąz an ym z r oz k ł ad om p o l i m e r u ob se r w u j e s i ę w z r os t w yt r z ym a

łośc i granicy.

C zas implantacji [tygodnie]

Rys . 5.45. Zm iany wytrz ym ało ści na ścinanie granic y faz kość implan ! w 1'iiuki j |czasu implantac j i w kość udową król ika .

J e s t t o s p o w o d o w a n e p r z e r a s t a n i e m w y s o k o p o r o w a t c g o p o d ł o ż a w ę g l o w e g ot ka nką kos t ną . Wyda j e s i ę , że w t e go t ypu z a s t osow a n i a c h dużą r o l ę mogą

o d e g r a ć w ł ó k n a z c e r a m i c z n y c h m a t e r i a ł ó w b i o a k t y w n y c h , k t ó r e p o w i n n y

s t y m u l o w a ć w z r o s t t k a n k i k o s t n e j .

B i o r ą c p o d u w a g ę w ł a śc i w o śc i m e c h a n i c z n e i b i o l o g i c z n e k o m p o z y t ó w

p o l i m e r o w y c h w z m a c n i a n y c h w ł ó k n a m i w ę g l o w y m i o t w i e r a j ą s i ę t r z y g łó wn e p o l a i c h z a s t o s o w a ń w m e d y c y n i e :

1 . P o d ł o ż a d l a r e g e n e r a c j i t k a n e k

2 . I m pl a n t y z e sp a l a j ąc e w c h i r u r g i i kos t ne j . A . Ś r ub y z e spa l a j ąc e I I

E l e m e n t y e n d o p r o t e z s t a w u b i o d r o w e g o .

3 . E l e m e n t y k o n s t r u k c y j n e s t a b i l i z a t o r ó w z e w n ę t rz n y c h i j u / ę i u o i l o p c

d y c z n e g o .

N i e k t ó r e p r z y k ł a d y z a s t o s o w a ń p o k a z a n o w t a b . 5 . 1 7 .

5 . 6 . 4 . I m p l a n t y z e s p a l a j ą c e w c h i r u r g i i k o s t n e j

5 . 0 . 4 . 1 . Ś r u b y z e s p a l a j ą c e

Zas t osow an i e k om p oz yt ów j ak o ś r u b d o z e sp a l an i a k ośc i w i ąż e s i ę z e sp e lnienie tn przez te mater iały zarówno funkcj i mechanicznej , jak i b iologie / ,

r ie j . W większośc i przypadków śruby zespalające narażone są na dz iałanie



H i i i m i i l o r i a l y w ę g l o w e I k o m p o z y t o w e

)śruby>zespalające

i Rod zaj implantu j ^Materiał kompo zytow y j'//// '''/////////sss/s/s///sssy//?s/y///ysy///s/s/ys/ss/yss/s///s/s/f//ssssss///s/s7/ss/ssss/syss/fsss/ssyss//sy//f//sssss/ys////7sss//ssssys^

\ C F - / P E E K , C F / P L L A , I| C F / P S ^ C F / L C P ,j C F / E p o x y , C F / P M M Ą ^| C F / P L A , F / P ( G L A / P L A ) j

'y77/sss7//s//sy//s/////////s//'/;s/j//s/ff/s/ss>/s/////s/s///y//ś

\ C F / P E E K , C F / E p o x y , j| C F / P M M Ą C F / P ą

I C F / P L A C F / P L L A , ^

! l'lyll i .'e'.pałające

11 nenie endoprotez. .1 JWU biodrowego

Panewk i

stabil izatory zewnętrzne j \i .1) A pa ra t Ihz aro wa \ C g f O j• b) i. j iboela stofix I

1. il ulr. ifor wie lopłytkow y | f"""i4'""f

1 l.niiry .'h .p ałając e

j' 'Przęt ortopedyczny

a b

" 0 o

JPudluźa do regeneracjirt anek

Pólprzepuszczalna membrana*

| C F / P E E K ,

| C F / E p o x y ,

I C F / P S

| C F / P T F E ,I C F / P E .I C F / U M H W P Ef

f C F / E p o x y

l C F / P Ę C F / E p o x y

I C F / E p o x y

I C F / P L A ,| C F / P ( GL A/ P L A) ,| C F / P S C F / P L A

; K o m p o z y t o w y m a t e r i a ł w ł ó k n i s t y f \.....'. ////y//yy/yyyy/yyyyy/yyyyy/y/y/yyy/yyyyyyyyyyyyyyyyyyyyyyyyyyyyyyyyyy/yyyy/yyyyyyyyyyyyyyyyy/yyyyyyyyyyyyyyyyyyyyyy/y/yyyyyyyyy///yyy/y/y/y/yyyy//yyyyy/y/yyyy///y///yyyy//y///y/////y/y/y///yy /////y^

'i 11I1011 l iber (włókna węglowe)

I al). ;>. 17. Przykład y zas tosowań kompozytów pol imerowych wzmacn ianych włók-

nami węglowymi w medycynie .



K o m p o z y t y w z m a c n i a n e w ł ó k n a m i w ę g l o w y m i l l l'i

z ł ożone go s t a nu na p r ęże ń w ś r odow i sku żyw yc h t ka ne k o r a z p ł ynó w us

t r o j ow yc h | ( i , 7 | . S t osow a ne ma t e r i a ł y musz ą c ha r a k t e r yz ow a ć s i ę w i ęc do i )r ym i w ł a śc i w ośc i a mi me c ha n i c z nym i w z e s t a w i e n i u z do l n ą b i oz god i l ośc i ą .

W pr a c y ( 8 | po d j ę t o a na l i z ę w ł a śc i w ośc i me c h a n i c z ny c h b i o z godn yc h po l im e r ó w o r ó ż n y m z a c h o w a n i u b io l o g i c z n y m w z m a c n i a n y c h w ł ó k n a m i w ę g

l o w y m i . O k r e ś l o n o w p ł y w k i e r u n k u w z m o c n i e n i a ( o r i e n t a c j i w ł ó k i e n ) o r a zt e c h n i k i o t r z y m y w a n i a n a k o ń c o w e w ł a ś c i w o ś c i i m p l a n t u [ 9 | . W b a d a n i a c h

in vitro o c e n i o n o n a t o m i a s t b i o z a c h o w a n i e o t r z y m a n y c h m a t e r i a ł ó w | l l) |.

W p r z y p a d k u ś r u b z e s p a l a j ą c y c h s t o s o w a n o m e t o d ę o b r ó b k i m e c h a n i c z n e jp o l e g a j ą c e j n a n a c i n a n i u g w i n t u n a p r ę t a c h o j e d n o k i e r u n k o w y m u ł o ż e n i u

w ł ó k i e n , m e t o d ę f o r m o w a n i a p l a s t y c z n e g o z t a k i c h s a m y c h p r ę t ó w p o p i z e zp l a s t y c z n e o d w z o r o w a n i e g w i n t u o r a z m e t o d ę w t r y s k u z w y k o r z y s t a n i e m

w ł ó k i e n k r ó t k i c h o p r z y p a d k o w e j o r i e n t a c j i .

S p o s o b y u ł o ż e n i a f a z y w z m a c n i a j ą c e j w ś r u b a c h k o m p o z y t o w y c h p i . < d

s t a w i a r ys . 5 . 46 .

W b a d a n i a c h u ż y t o p o l i s u l f o n u p r o d . A l d r i c h , p o l i l a k t y d u P u t m

p o l i ( l a k t y d u / g l i k o l y d u ) ( 5 0 :5 0 ) p r o d . C e n t r u m C h e m i i P o l i m e r ó w P AiN wZ a b r z u o r a z w ł ók i e n w ęg l ow yc h k r ó t k i c h i c i ąg ł yc h | l 1 , I2 , 1 .' I |.

" w w - Y yśruba wykonana metodąwtr/sku (I)i z polimeru niewzmacmanego

•'—'u. • ' śruda wykonana metodą wtrysku (I)' % 1 z polimeru wzmacnianego włóknem

•_V~\ i /~\ - T \ Z To orientacji przypadkowej (MD)

śruba wykonana metodą obrfibki" " ' mecnaniczn ej (M) z polimeru

. .. wzmacnian eco włóknem ciągłym(ID) o or entacji jednokierunkowe]

\ ' C śruaa Wytonara metodą lnniiirw.ini i• plastycznego (P) z poluneiu w/n i ii ninr i;i

.->-..- . włóknem riąnlyrn (lH ) n nrionlnr |i |i'iliinl, irimil i

Rys. 5.46. Sposób ułożenia włókien w śrubach.

P a da n i a w y t r z ym a ł ośc i na r oz c i ąga n i e p r z e p r o w a d z on o n a w i oseł ka c li wy

k o r t a n y ch z k o m p o z y t ó w , w p r z y p a d k u ś r u b b a d a n o s ił y n i s z c zą c e g w i n t y

w p o ł ą c z e n i a c h ś r u b o w y c h . W b a d a n i a c h in vitro okr e ś l a no z mi a ny p i l p l y

n u R i n g e r a o r a z p r z e w o d n i c t w a e l e k t r y c z n e g o w o d y d e s t y l o w a n e j w c z a s i e

I >rze t, rzy n iy wa i i i a i mpl a n t ów .Z e s t a w i e n i e w y n i k ó w b a d a ń m e c h a n i c z n y c h p r z e d s t a w i a t a b , 5 . 1 0

M e t o d a o b r ó b k i m e c h a n i c z n e j p o z w a l a u z y s k i w a ć m a t e r i a ł y i r n p l a n l u c y j



B i o m a t e r i a ł y w ę g l o w i ' i k o m p o z y t o w e

WioHcłkn Śruby

Wy t r z y m a ł o ś ć M o d u ł Wielkość s i ły Me tod aTy p n a r o z c i ą g a n i e Younga ni szczącej O r i e n t a c j a o t r z y m y -mal.eria.lu (7,-, [M Pa | K | G Pa | g w i n t y FS włókien wania

P S 72.8 2.1 625.9 - IO K / P S 9 4 . 2 2.5 1229.0 M D IC K / P S 4 9 7 . 0 48.1 1503.0 ID MC K / P S - - 2247.0 ID PPI ,A 3 2 . 5 1.9 353.5 - IC F / P L A 8 0 . 2 2.3 591.0 M D 1I ' ( C I j A / P L A ) 2 1 . 4 1.5 411.8 - I

< T I ' ( ( I l , A / PLA 75.0 2.8 646.5 M D IM o b r ó b k a m e c h a n i c z n a , I - m e t o d a w t r y s k u , P - f o r m o w a n i e p l a s t y c z n e

Tuli. ,r>.18. Zestawienie właśc iwości mechanicznych implantów wykonanych różny-mi me t oda mi

n e o k o r z y s t n y c h w ł a ś c i w o śc i a c h m e c h a n i c z n y c h , z d o l n e d o p r z e n o s z e n i a

n a p r ę ż e ń w n i e k t ó r y c h s p o s o b a c h z e s p a l a n i a . I c h w a d ą j e s t j e d n a k w y s o -k i k o s z t w y t w a r z a n i a , s k o m p l i k o w a n a o b r ó b k a o r a z o g r a n i c z o n a m o ż l i w o ś ć

u z y s k i w a n i a p o w t a r z a l n y c h w y n i k ó w . J e s t to m i ę d z y i n n y m i s p o w o d o w a n eu s z k a d z a n i e m w ł ó k i e n p o d c z a s n a c i n a n i a g w i n t u o r a z d e s t r u k c j ą m a t e r i a ł u

o s n o w y . D l a u n i k n i ę c i a t y c h n i e k o r z y s t n y c h e f e k t ó w d o o t r z y m y w a n i a ś r u b z

p o l i m e r ó w t e r m o p l a s t y c z n y c h w y k o r z y s t a n o m e t o d y p l a s t y c z n e g o f o r m o w a -n i a g w i n t u o r a z m e t o d ę w t r y s k u . P i e r w s z a m e t o d a p o z w a l a o t r z y m y w a ć

r u h y z k o m p o z y t ó w j e d n o k i e r u n k o w y c h ( 1 D ) p o p r z e z o d w z o r o w a n i e g w i n -t u . U m o ż l i w i a t o u ł o że n i e w ł ó k i e n z g o d n i e z k i e r u n k i e m g w i n t u b e z e f e k t u

I t i z e c i na r i i a w ł ók i e n .

2500

2000

Z 1500

P(O 10110

000

0

"7 i!

.

/ I , ii/ / \ /

/ j \ j - \

Odkształcenie [mm]

2100

2000

2 1 0 0 0

S 1200CD

800

4000

A / i/ N \

. / ii Ł- fi \J

i2 4 6 0

Odkształcenie [mm]

Hys. 5. 17. Zależność siła - odkszt ałcen ie dla śrub polis ulfon - włókno węgloweotrzymanych różnymi metodami a ) . Wykres rozc iągania połączeniagwintowego dla śruby wytworzone j metodą formowania plas tycznegol>) . Wykres rozc iągania połączenia gwintowego dla śruby z gwintemwytworzonym metodą obróbki mechaniczne j .

N a r y s u n k u 5 . 4 7 . p r z e d s t a w i o n o z a l e ż n o śc i s i ł a - o d k s z t a ł c e n i e d l a ś r u b w y t -w o r z o n y c h m e t o d a m i f o r m o w a n i a p l a s t y c z n e g o i o b r ó b k i m e c h a n i c z n e j . D l a

ś r u b y w y t w o r z o n e j m e t o d ą f o r m o w a n i a p l a s t y c z n e g o g w i n t u ( r y s . 5 . 4 7 a ) ,



K o m p o z y t y w z m a c n i a n e w ł ó k n a m i w ę g l o w y m i lll'i

obc i ąże n i a p r z e nosz one są p r z e z ko l e j ne z w oj e nz do c a ł kow i t e go w yc i ągn i e

c i a śr uby z o t w or u . M e t o da t a n i e i nge r u j e w e i ąg l o .s e w ł ók i e n , gw i n t y sąr ów nom i e r ne a uz yska n y w yk r e s r óżn i si t; od w yk r e sów d l a śr ub w yt w or z o -

nyc h me t odą obr óbk i me c ha n i c z ne j gw i n t u ( 5 . 171) ) . D l a ś r ub w z ma c n i a -n y c h w ł ó k n a m i k r ó t k i m i o t r z y m a n y c h m e t o d ą w t r y s k u p r o c e s z n i s z cz e n i a

n a s t ę p u j e w s p o s ó b z b l iż o n y d o z a c h o w a n i a ś r u b w y k o n a n y c h z p o l is u l f o n um e t o d ą f o r m o w a n i a p l a s t y c z n e g o g w i n t u i p o l e g a n a r ó w n o m i e r n y III ścina-

n i u k o l e j n y c h z w o j ó w g w i n t u .

R y s u n e k 5 . 4 8 . p r z e d s t a w i a o d p o w i e d n i o z a l e ż n o ś ć p i l p ł y n u K . i n g c r ao r a z p r z e w o d n i c t w a w o d y d e s t y l o w a n e j z z a n u r z o n y m i w n i ch m a t e r i a ł a m i

k o m p o z y t o w y m i o d c z a s u i n k u b a c j i

PSU- • PLA

7.517.0 ! — >

R e

60

i . 5 5 ' i,5.04 5.40 .

00 10 12

tirne [days]

120

I100> 30

~ 60u-3 «cO 20u

0

b)

PM LPI A

-» f ł f10 12

llINH [li. IV' |

Hys. 5.48. Za leżności pH płynu Ringera oraz przewodnic twa wody destylowanejz zanurzonymi próbkami kompozytów pol isul fonowych i pol i laktydowych od czasu inkubac j i ; a ) . pH płynu Hingera b) . przewodnic two

elekt ryczne wody destylowanej .

W t a b e l i 5 . 1 9 . z e s t a w i o n o d a n e d o t y c z ą c e z a c h o w a n i a b i o l o g i c z n e g o b a d anyc h ś r ub . Wyn i k i w sk a z u j ą , że ko mp oz y t y o osnow i e po l i s i ił l onow e j n i c w y

w o ł u j ą z m i a n p H p ł y n u , j a k r ó w n i e ż m i e r z o n e g o p r z e w o d n i c t w a w o d y d et y l o w a n e j w c a ł y m b a d a n y m o k r e s i e c z a s u .

T y p m a t e r i a ł u Zachowanie biologiczne

P S b i o s t a b i l n e

C P / P S b i o s t a b i l n e

P L A r e s o r b o w a l n e

C F / P L A częściowo resorbowalne

P ( G L A / P L A ) r e s o r b o w a l n e

C F / P ( G L A / P L A ) c z ęśc io w o r e s o rb o w a l n e

Tal) . 5.19. Zacho wanie biologiczne śrub zespala jących

Ś w i a d c z y t o o s t a b i l n o ś c i c h e m i c z n e j t e g o m a t e r i a ł u w w a r u n k a c h III miroU r a k s t a b i l n o śc i o d n o t o w u j e s ię n a t o m i a s t w p r z y p a d k u m a t e r i a ł ó w p o l i la k -

t y d o w y c h , d l a k t ó r y c h w i d o c z n e s ą w y r a ź n e z m i a n y p i l o r a z p r z e w o d n i c t w u



l i i o i i i at . c r ia l y w ę g l o w i ; i k o m p o z y t o w e

b a d a n y c h r o z t w o r ó w . S i ln y w z ro s t, p r z e w o d n i c t w a , p o ł ą c z o n y z s p a d k i e m p i l

j es t- p r z e j a w e m b i o d e g r a d a c j i t e g o p o l i m e r u w w a r u n k a c h in vitro.

B i o r ą c p o d u w a g ę u z y s k a n e w ł a ś c i w o ś c i m e c h a n i c z n e b a d a n y c h m a t e -r i a ł ów można okr e ś l i ć moż l i w ośc i i c h po t e nc j a l nyc h z a s t osow a ń w c h i r u r g i i

k o s t n e j . W w a r u n k a c h w y s o k i c h n a p r ę ż e ń p r z e n o s z o n y c h p r z e z i m p l a n t ( s t a -b i l i za t o r y , z e s p o l e n i a p ł y t k o w e ) n a j k o r z y s t n i e j s z e w y d a j ą si ę b y ć k o m p o z y t y

o l r z y i n a ri e m e t o d ą f o r m o w a n i a p l a s t y c z n e g o z p o l i s u l f o n u w z m a c n i a n e g o j e -d n o k i e r u n k o w o (1 D) c i ą g ł y m i w ł ó k n a m i w ę g l o w y m i . W p r z y p a d k u z e s p o l e ń

n e u t r a l i z u j ą c y c h , a w u l s y j n y c h a t a k ż e n i e k t ó r y c h z e s p o l e ń p ł y t k o w o - ś r u b o -w ye l i s z c z e gó l n i e w c h i r u r g i i s z c z ękow o - t w a r z ow e j mogą być w ykor z ys t a ne

i m p l a n t y w y k o n a n e m e t o d ą w t r y s k u z p o l i l a k t y d u i p o l i s u l f o n u w z m a c n i a -n y c h w ł ó k n a m i w ę g l o w y m i .

Z p u n k t u w i d z e n i a a n a l i z y z a c h o w a n i a b i o l o g i c z n e g o p o s z c z e g ó l n y c hi m p l a n t ó w k o m p o z y t o w y c h m o ż n a s t w i e r d z i ć, że ś r u b y p o l i m e r o w e i k o m -

p o z y t o w e w y k o n a n e n a b a z i e p o l i s u l f o n u s ą m a t e r i a ł a m i b i o s t a b i l n y m i s p e ł -n i a j ą c y w s p o s ó b d ł u g o o k r e s o w y s w o j ą f u n k c j ą b i o m e c h a n i c z n ą . N a t o m i a s t

ś r u b y w y k o n a n e w o p a r c i u o p o l i m e r y r e s o r b o w a l n e , t a k i e j a k p o l i l a k t y d c z yp o li ( l a k t y d / g l i k o l y d ) s p e ł n i a j ą f u n k c j ę b i o m e c h a n i c z n ą c z a s o w o , a c z a s t e n

d e t e r m i n o w a n y j e s t p r z e z r o d z a j u ż y t e g o t w o r z y w a o r a z r o d z a j i i lo ść f a z yw z m a c n i a j ą c e j . P r o b l e m e m j e s t t u t a j d o b r a n i e o d p o w i e d n i o d ł u g i e g o c z a s u

r o z k ł a d u ś r u b r e s o r b o w a l n y c h , k t ó r y n a s t ę p o w a ł b y d o p i e r o p o s p e ł n i e n i uo k r e ś l o n e j p r z e z z a s t o s o w a n i e f u n k c j i .

,r» .(l. l . 2 . K l e m o i i t y e n d o p r o t e z s t a w u b i o d r o w e g o

Z e w z g l ę d u n a p o w s z e c h n o ś ć z m i a n c h o r o b o w y c h o r a z u r a z ó w s t a w u b i o d r o -

w e go . a t a kże w a żnośc i t e go s t a w u d l a me c ha n i k i c hodu , z a ga dn i e n i a a l l o -p l a s t y k i b i o d r a n a l e ż ą d o g ł ó w n y c h p r o b l e m ó w w s p ó ł c z e s n e j o r t o p e d i i o r a z

t r a u m a t o l o g i i m e d y c z n e j i w e t e r y n a r y j n e j . Z e n d o p r o t e z o p l a s t y k ą z w i ą z a -n a, j e s t m o ż l iw o ś ć o d t w o r z e n i a u s z k o d z o n y c h s t r u k t u r w u k ł a d z i e k o s t n o -

s t a w o w y m i p r z y w r ó c e n i a i m u t r a c o n y c h f u n k c j i . R o z w ó j t e c h n i k i i m p l a n -

t a e \ j ne j p r z yno s i c o r a z pom yśl n i e j s z e w yn i k i c z ynn ośc i ow e w l e c z e n i u t ąm e t o d a . O s i ą g a si ę j e d z i ęk i n o w y m k o n s t r u k c j o m e n d o p r o t e z , w k t ó r y c h

d ą ż y s ię d o a n a t o m i c z n e g o o d t w o r z e n i a k s z t a ł t u z a p e w n i a j ą c e g o r u c h , at a kże now yt n ma t e r i a ł o m o kor z y s t nyc h w ł a śc i w ośc i a c h f iz ycz nyc h i me -

c h a n i c z n y c h , z g o d n y c h b i o l o g i cz n i e z t k a n k a m i ży w y m i | M , 1 5 | . Z p u n k t uw i d z e n i a m e d y c y n y i w e t e r y n a r i i w ł a śc i w a k o n s t r u k c j a e n d o p r o t e z y p o -

w i n n a z a p e w n i ć o d p o w i e d n i z a k r e s r u c h u w s t a w i e , p r z e n o s z e n i e o b c i ą ż e ń ,o d p o r n o ś ć n a p r z e c i ą ż e n i a , t ł u m i e n i e d r g a ń , s t y m u l a c j ę m a s y k o s t n e j , o d -

por ność na śc i e r a n i e , a t a kże moż l i w ość p r os t e go z a b i e gu ope r a c y j ne go . N a



K o m p o z y t y w z m a c n i a n e w ł ó k n a m i w ę g l o w y m i l ll'i

s p e ł n i e n i e t y c h w y m o g ó w m a w p ł y w g e o m e t r i a e n d o p r o t e z y , j u k i i od /a js t o s o w a n e g o m a t e r i a ł u i m p l a n t a c y j r i e g o . O w ł a ś c i w y m r o z k ł a d z i e n a p r ę

ż e ń p o m i ę d z y k o ś c i ą i i m p l a n t e m d e c y d u j ą r e l a c j e pomi ędz y i c h w ł a śe iw o ś c ia m i s p r ę ż y s t y m i . W y t r z y m a ł o ś ć s t a t y c z n a i z m ę c z e n i o w a w p ł y w a naw i e l kość p r z e no sz ony c h na pr ęże ń i od por no ść na p r z e c i ąże n i a , na t o mi a s ts t a n p o w i e r z c h n i o r a z j e j c e c h y f iz y c z n e i c h e m i c z n e d e c y d u j ą o n a t u r z e

i s i l e w i ęz i na g r a n i c y f a z kość - i mp l a n t | l ( j , 17 | . W p r z y pa d ku pa r y g ł ów kap a n e w k a n a j b a r d z i e j i s t o t n e s ą w ł a ś c i w o ś c i t r y b o l o g i c z n c . W ł a ś c i w e w s p ó ł

d z i a ł a n i e t y c h d w ó c h e l e m e n t ó w z a l e ż y o d w s p ó ł c z y n n i k a t a r c i a i o d p o r n o ś c ina śc i e r a n i e .

R o z w i ą z a n i e p r o b l e m u m a t e r i a ł o w e g o t r z p i e n i a e n d o p r o t e z y w y m a g aa n a l i z y w ł a ś c i w o ś c i m a t e r i a ł ó w s t o s o w a n y c h n a i m p l a n t y , p o d w z g l ę d e m

i c h z a c how a n i a w ś r odow i sku b i o l og i c z nym ( b i oz godnośc i ) , jak tez ich ci elif i z y k o - c h e m i c z n y c h , p o z w a l a j ą c y c h d o p a s o w a ć w ł a ś c i w o ś c i e n d o p r o l i . \ d o

o t a c z a j ą c y c h t k a n e k ( b i o f u n k c y j n o ś ć ) .

P o w o d u j e t o , ż e n a j l e p s z y m r o z w i ą z a n i e m w i m p l a n t o l o g i i s t a w u I do

d r o w e g o j ) o w i n n o b y ć i n d y w i d u a l n e d o p a s o w a n i e g e o m e t r i i e n d o p r o l i v d okośc i udo w e j , z a p e w ni a j ąc e z b l i żone do f i z j o l og i c z ne go f unk c j on ow a n i e l a

w u b i o d r o w e g o . U z y s k a n i e t a k i e g o e f e k t u w y m a g a j e d n a k r ó w n i eż d o p ns o w a n i a m a t e r i a ł o w e g o . P o w i n n o o n o u w z g l ę d n i ć d o p a s o w a n i e s p r ę ż y s t o ś c i

t r z p i e n i a do kośc i , o r a z dopa sow a n i e gęs t ośc i i w y t r z yma ł ośc i , j a k i uw z g l ędn i e n i e w a r unków f i z yko- c he mi c z nyc h r i a g r a n i c y f a z kość - i mp l a n t .

T e g o t y p u w y m o g ó w n i e s p e ł n i a j ą p o w s z e c h n i e s t o s o w a n e w m e d y c y n i e

m a t e r i a ł y k o n w e n c j o n a l n e . S z c z e g ó l n i e t r u d n y j e s t d o r e a l i z a c j i w y m ó g d o i )r e j w y t r z y ma ł ośc i i n i sk i e j sp r ężys t ośc i . T a k i e moż l i w ości po s i a d a j ą i nn t e i

i a l y k o m p o z y t o w e w z m a c n i a n e w ł ó k n a m i . . J e s t t o w y n i k i e m o d p o w i e d n i e g od o b o r u a r c h i t e k t u r y p r z e s t r z e n n e j k o m p o z y t u o r a z r o d z a j u i i lo śc i w p r o

w a d z o n y c h w ł ó k i e n w z m a c n i a j ą c y c h . W a ż n y m p a r a m e t r e m d l a k o ń c o w y c hw ł a ś c i w o ś c i k o m p o z y t u j e s t a d h e z j a n a g r a n i c y f a z w ł ó k n o o s n o w a < ) d p o

w i a d a o n a z a p r z e n o s z e n i e n a p r ę ż e ń z o s n o w y d o h a r d z i e j w y t r z y m a ł y c h

w ł ó k i e n o r a z z a s p o s ó b p ę k a n i a m a t e r i a ł u k o m p o z y t o w e g o .

N a po ds t a w i e oc e n y b i oz g odno śc i o r a z w ł a śc iw ośc i me c h a n i c z ny c h dok o n s t r u k c j i t r z p i e n i a e n d o p r o t e z s t a w u b i o d r o w e g o z a s t o s o w a n o k o m p o z y t y

o o s n o w a c h z p o l i s u l f o n u , ż y w i c y e j > o k sy d o w e j o r a z P K P K w z m a c n i a n y c hw ł ó k n a m i w ę g l o w y m i [ 1 8 , 1 9 | . W p r z y p a d k u k o m p o z y t u P K P K | < 'K do uzys

k i w a n i a t r z p i e n i a z a s t o s o w a n o m e t o d ę w t r y s k u p o z w a l a j ą c ą o t r z y m a ć m a t ęr i a l o w ł a śc i w ośc i a c h me c ha n i c z nyc h z b l i żonyc h do kośc i . W dw óc h poz o s l a

t y c h p r z y p a d k a c h f o r m o w a n o t r z p i e n i e w y k o r z y s t u j ą c t e c h n i k ę p r a s o w a n i ul a m i n a t ó w o ró ż n e j o r i e n t a c j i w ł ó k i e n . S ch e m a t , o t r z y m y w a n i a t r z p i e n i t e g o

l ypu p r z e d s t a w i a r ysu ne k <> l()



B i o m a t e r i a ł y w ę g l o w e i k o m p o z y t o w e

Hys. 5.19. Schem at ot rzymyw ania t r zpieni kom pozytowy ch włókno węglowe - ży-wica epoksydowa.

W ł a śc i w o śc i m e c h a n i c z n e k o m p o z y t ó w o j e d n o k i e r u n k o w y m w z m o c n i e n i uw ł ó k n a m i p r z e d s t a w i a t a b e l a 5 . 2 0 .

Rodza j kom pozytu C F / P S C F / E p o x y C F / E p o x y / H A P k o ś ć

( lęs tość |g/cm 3) 1.5 1.4 1.45 1.15Wyt rzymałośćna zginanie |MPa| •180 950 840 80

Moduł Younga |GPa] 40 GO 62 2011) kompozyt wzmacniany jednokierunkowoUdział objętościowy włókien w tych kompozytach wynosił 50%.

la ł ). 5 .20. W łaśc iwości mechaniczne kom pozytów ID wzmacniany ch włók nam iwęglowymi.

O t r z y m a n e k o m p o z y t y z n a c z n i e p r z e w y ż s z a j ą w y t r z y m a ł o ś ć k o ś c i i w y k a z u -j ą z b li ż o n e d o k o śc i m o d u ł y Y o u n g a . W y k o n a n e z t y c h m a t e r i a ł ó w t r z p i e n i e

e n d o p r o t e z ( o w y m i a r a c h d o p a s o w a n y c h d o k o ś c i p s a ) o b c i ą ż o n o n a s t a n o -w i s k u d o b a d a n i a s t a t y c z n e j w y t r z y m a ł o ś c i e n d o p r o r e z y ( r y s . 5 . 5 0 . ) .

. l a k w yn i ka z t a be l i 5 . 21 . ko r z ys t n i e j s z e w ł a śc i w ośc i w yka z u j ą t r z p i e n i e

w y k o n a n e z k o m p o z y t ó w w ł ó k n o w ę g lo w e - ż y w i c a e p o k s y d o w a .

R o d z a j k o m p o z y t uŚrednia war tość

siły niszczącej [NJ

C F / E p o x y 3 19 4 ± 2 7

C F / P S 2 7 73 ± 3 5

T u b . 5 . 2 1 . W a r t o ś c i si l n i s z c z ą c y c h t r z p i e n i e e n d o p r o t e z .



K o m p o z y t y w z m a c n i a n e w ł ó k n a m i w ę g l o w y m i l ll 'i

I

mun i L ummRys. 5.50. Schem at s tanowiska do bad ania s ta tyczn e j wytrzym ałośc i cndoprorczy.

P r o c e s p ę k a n i a m a c h a r a k t e r z ł o ż o n y , k t ó r e m u t o w a r z y s z y w i e l e c z ą s t k o

w y c h p r o c e s ó w z w i ą z a n y c h z p o c h ł a n i a n i e m n a g r o m a d z o n e j e n er g i i s p r ęż y nt e j . D o m i n u j ą t u m e c h a n i z m y z w i ą z a n e z t w o r z e n i e m n o w y c h p o w i e r z c h n i

r oz d z i a ł u , r oz sz c z e p i a n i e m os t r yc h k r a w ędz i s z c z e l in i z m i a n ą k i e r un ku r ozpr z e s t r z e n i a j ąc yc h s i ę mi k r osz c z e l i n . N i e obse r w uj e s i ę e l e k t u w yc i ąga n i u

w ł ók i e n ( pu l i ou t ) c o mo że św i a dc z yć o dob r e j a dhe z j i w ł ók i e n w ęg low y < hdo żyw i c y e poksydow e j . Wyr a źn i e n i ższ a w a r t ość s i ł y n i s z c z ąc e j t r z p i e n i e

k o m p o z y t u C F / P S , c h o ć t a k ż e n a m o ż l i w y m d o p r z y j ę c i a p o z i o m i e , w y mk a z o d m i e n n e j t e c h n i k i o t r z y m y w a n i a . S t o s o w a n a t u t a j t e c h n i k u p r z y g o

t o w y w a n i a j e d n o k i e r u n k o w y c h l a m i n a t ó w - p r e p r e g ó w p o w o d u j e , z e w ł ó kn a w t r z p i e n i u z a c h o w u j ą r ó w n o l e g ł ą o r i e n t a c j ę d o d ł u ż s z e j o s i t r z p i e n i a

W p o b l i ż u k o ł n i e r z a t r z p i e n i a , g d z i e w y s t ę p u j e z a k r z y w i e n i e p o w i e r z c h n i

w ł ók na r ii e są u ł ożo ne z godn i e z k i e r un k i e m dz i a ł a n i a na pr ęże ń . Z n i s z c z ęn i e t r z p i e n i a ma mi e j s c e na pow i e r z c hn i g r a n i c z ne j t r z p i e ń - ko ł n i e r z

N a s t ę p u j e o n o w w y n i k u p r z e k r o c z e n i a w y t r z y m a ł o ś c i m a t e r i a ł u n a śc in a n i e , a j e d y n y m o b s e r w o w a n y m m e c h a n i z m e m p ę k a n i a je s t o d r y w a n i e

w ł ó k i e n o d o s n o w y . I ' o p r a w y w y t r z y m a ł o ś c i t r z p i e n i a z t e g o k o m p o z y t u



I l,S l i i o r r i i i t e r i n l y w ę g l o w e i k o m p o z y t o w e

mo żna spodz i e w a ć s i ę w r a z z e z m i a ną o r i e n t a c j i w ł ók i e n w pob l i żu k o ł n i e r z a

e nd opr o t e z y , j a k i z e z w i ększ e n i e m p r z yc z e pn ośc i w ł ók i e n do t e j o snow y .

U z y s k a n e r e z u l t a t y b a d a ń w y t r z y m a ł o ś c i o w y c h t r z p i e n i z k o m p o z y t ó ww ę g lo w o - p o l i m e r o w y c h ś w i a d c z ą o b e z p i e c z n e j p r a c y t y c h m a t e r i a ł ó w w

w a r u n k a c h o b c i ą ż e ń p r z e n o s z o n y c h p r z e z s t a w b i o d r o w y p s a . S p e ł n i a t ot y l k o j e d e n z w y m o g ó w b i o m e c h a n i c z n y c h . 0 w i e le i s t o t n i e j s z y m w y d a j e

s i ę b y ć r o z k ł a d n a p r ę ż e ń , j a k i p o w s t a j e w w y n i k u i m p l a n t a c j i . Z a l e ż y o ng ł ó w n i e o d re l a c j i m o d u ł ó w Y o u n g a k o śc i i m a t e r i a ł u i m p l a n t o w a n e g o o r a z

od s i l v w i ęz i na g r a n i c y f a z kość - i mp l a n t . Z a s t osow a n i e z by t s z t yw ne go ma -t e r i a ł u ii u p l a n t a c y j n e g o p o w o d u j e , ż e w i ę k s z o ś ć o b c i ą ż e ń p r z e n o s i i m p l a n t ,

c z e g o e l e k t e m j e s t p o w s t a n i e w p o b l i ż u i m p l a n t u t k a n k i k o s t n e j o d w a p -n i o n e j o c e c h a c h k ośc i o s t e o p o r o t y c z n e j . M a k r o s k o p o w y m p r z e j a w e m t e g o

p r o c e s u j e s t c z ę s t o o b s e r w o w a n e o b l u z o w a n i e e n d o p r o t e z y . S i l n a w i ę ź n a

g r a n i c y k o ś ć - i m p l a n t n i e z b ę d n a j e s t d o p r z e k a z y w a n i a n a p r ę ż e ń p o m i ę d z yk o śc i ą i i m p l a n t e m . W t a b e l i 5 .2 2 . z e s t a w i o n o w y n i k i b a d a ń s z t y w n o ś c i

t r z p i e n i k o m p o z y t o w y c h i m e t a l o w y c h . S z t y w n o ś ć tę o k r e ś l a n o j a k o s i ł ęp o t r z e b n ą d o p r z e m i e s z c z e n i a g ł o w y e n d o p r o t e z y o 1 m m .

Mater ia ł S i ła obc iąża jąca Przemieszczeniet r z p i e n i a [NJ [mm]

C F / E p o x y 75 0 1

C F / P S 8 2 0 1

Meta l 7800 1

lab. 5 .22. Porównan ie sz tywności t r zpieni kompozytow ych i meta lowych.

P o r ó w n a n i e w y n i k ó w w s k a z u j e , ż e t r z p i e n i e e n d o p r o t e z z k o m p o z y t ó w p o -l i me r ow y c h są ok . 10 - k r o t n i e mni e j s z t yw n e n i ż me t a l ow e . J e s t t o j e de n z

g ł ó w n y c h a r g u m e n t ó w p r z e m a w i a j ą c y c h n a k o r z y ś ć m a t e r i a ł ó w k o m p o z y -t o w y c h w e n d o p r o t e z o p l a s t y c e .

K o l e j n ą p r ó b ą d o p a s o w a n i a w ł a ś c i w o ś c i i m p l a n t u d o t k a n k i k o s t n e j j e s tmoż l i w ość z mi a ny w ł a śc i w ośc i sp r ężys t yc h na d ł ugośc i t r z p i e n i a . T r z p i e ń

s t yka s i ę z a r ów no z kośc i ą z b i t ą j a k i gąb c z a s t ą , k t ó r e w yk a z u j ą z a sa d n i c z en iz i l ic e w sw o j e j bud ow i e i w ł a śc i w ośc i a c h . P o na d t o n a d ł ugo śc i t r z p i e n i a

w y . i ę p u j e z r ó ż n i c o w a n y s t a n n a p r ę ż e ń , w y n i k a j ą c y m i e d z y i n n y m i z k s z t a ł -t u s a m e g o t r z p i e n i a .

P r z e p r o w a d z o n o p o r ó w n a w c z e b a d a n i a t e n s o m e t r y c z n e d l a t r z p i e n i a z

k o m p o z y t u ( ' K / K p o x y i d l a t r z p i e n i a m e t a l o w e g o . W i ę k s z e o d k s z t a ł c e n i a

obse r w uj e s i ę w c z ęśc i p r oksyma l ne j t r z p i e n i a . Wi ąże s i ę t o z s a r ną budow ąt r z p i e n i a , k t ó r a w t ym mi e j s c u z ł ożona je s t, z ko mp oz y t u I I) i 21 ) ( r ys . 5 . 51 ) .

S pr a w i a t o , że w t ym mi e j s c u ma t e r i a ł ma n i ższ y modu ł Y ounga n i ż w c z ęś-



K o m p o z y t y w / . u i ac i u a n c w ł ó k n a m i w ę g l o w y m i

ci dystalnej, zbudowanej wyłącznie z kompozytu I/ ' . u win u większymmodule Younga.

Pomimo, że cześć dystalna jest strefą największego wytężenia materiału,trzpienie kompozytowe pękają w części proksyrnalnej. Takie zachowanie

trzpienia kompozytowego stanowi istotną informację do dalszej jego optymalizacji . Sprzyja ternu niejednorodna struktura materiału kompozytowej ' ,oPozwala ona różnicować właściwości sprężyste na długości l t zpienia popi zezzmianę udziału i orientacji włókien węglowych w kompozycie, lakie ziózuicowanie konieczne jest również na przekroju trzpienia endoprotezy i, pikwynika z badań Huiskesa [20| najkorzystniejszy rozkład riaptęzen powsinjtwtedy, gdy rdzeń trzpienia zbudowany jest z materiału sztywnej ' ,o, a watstw y powierzch niowe wy kaz ują mo duł Yo unga zbliżony do ko.sei Wynikibadań tensometrycznycłi wskazują ria konieczność podwyższenia modułuYounga w części proksyrnalnej i obniżeniu w części dystaliiej. Takich inozliwości nie posiadają trzpienie metalowe. Jednorodność ich budowy zapewniastałość właściwości na długości trzpienia i powoduje, że pękają w miejscachnajwiększego wytężenia, a więc w części dystaliiej.

Bardzo ważnym czynnikiem, niejednokrotnie decydującym o powodze-

niu całego zabiegu operacyjnego protczowania stawu biodrowego jest wlaściwa fiksacja trzpienia do kości udowej. Może ona mieć charakter nieclianiczriy, polegający na zastosowaniu metody presh-lil z wykorzystaniem cc

20

1P

Rys. 5.51. Budowa trzpienia endoprotezy stawu biodrowego.



I i i o i i i a l c i i i i l y w ę g l ow i - i k o m p o z y t o w e

ment.ów kostnych lub może być bczcementowa. W tej drugiej wykorzystujesię najczęściej porowate warstwy ceramiczne lub metaliczne naniesione nametalowy trzpień, zdolne do przerastania tkanką kostną. Warstwy cerami-czne zbudowane głównie z bioszkiel i hydroksyapatytu wykazują dodatkowocechy materiału bioaktywnego |21| . Umożliwia to powstanie naturalnej wię-zi pomiędzy kością i implantem. W przypadku materiałów kompozyto-wych istnieje jeszcze inna możliwość, pozwalająca otrzy mać wytr zym ałytrzpień z porowatą powierzchnią. Taki efekt obserwuje się dla kompozytów

węgiel - węgiel, zbudowanych z układu warstw o różnej orientacji włókienwęglowych. Powierzchnię części proksyrnalnej trzpienia stanowią warstwyo tró j kierunkowej orientacji włókien węglowych połączone porowatą osno-wą. węglową. Takie możliwości ograniczone są w przypadku kompozytówpolimerowych, które charakteryzują się bardzo niską porowatością. Jednymz rozwiązań wydaje się być nanoszenie na powierzchnię trzpienia polimero-wego ceramicznych, bioaktywnych warstw. W badaniach in vivo określonowpływ naniesionej elektroforetycznie warstwy z hydroksyapatytu na połą-czenie kość-impłant. W tabeli 5.23. przedstawiono wartości wytrzymałościna ścinanie granicy kość - implant.

Rodza jkompozytu

Średnia wytrzymałośćgranicy [MPa]

C F / P S 5.0 ± 2

CF/Epoxy 4 .2 ±1 .5

CF/Epoxy/HAP 7 .3 ± 2

Ial>. 5.23. Wytrzy małość na ścinanie granicy kość - implant oznaczona meto dapush-out.

Wyniki testu push-out wykazały, że wprowadzenie warstwy z hydroksya-patytu znacznie podwyższyło wytrzymałość na ścinanie granicy kość - im-plant. Jak wynika z obserwacji na mikroskopie skaningowym, implant nacałym swoim obwodzie tworzy bezpośredni kontakt z tkanką kostną. Z wid-ma charakterystycznego promieniowania rentgenowskiego wzdłuż linii naprzekroju poprzecznym kość - implant wynika, że pierwiastki kościotwórcze:wapń i fosfor znajdują się na granicy faz oraz częściowo w powierzchniowychwarstwach implantu (rys. 5.52).

Jakiego efektu nie obserwuje się w kompozytach bez warstwy z hydro-ksyapatytu. Jak wynika z rys. 5.52 i 5.53 w rozkładzie liniowym wapnia

i fosforu występuje ostra granica na styku implant - kość. Badania kliniczneprowadzone przez Degórską |22| na psach wykazały, że tego typu kompozy-ty dobrze spełniają kryterium mechaniczne i biologiczne, główny problem



I i i b l i o g r a l i u

Hys. 5.52. Mikrofotografia przekroju poprzecznego kompozytu C !l''/Kpoxy z otaczającą kością (SEM, pow.) i rozkład pierwiastków wzdłuż znzna<zmir|linii na mikrofilmie.

Uys. 5.53. Mikrofotografia przek roju poprzecznego kompozytu ()/\I Ap/! '!poxy zotaczającą kością (SEM, pow.) i rozkład pierwiastków wzdłuż zaznaczonej linii na mikrofilmie.

związany jes t jednak ze s łabą f ixac ją t rzpienia k o m p o z y t o w e g o z llwiukąkos tną .

Ma te r i a ły kompoz ytow e próbow a no t a kże z a s tos ow a ć do o l t z y inyw nnia panewek endoprotez panewek s tawu biodrowego, w tym << lu polietylenw z ma c nia no w łókna mi w ęglow ymi . Mimo uz ys ka nia popra w y n ie k tóryc hwłaściwości mechanicznych, nie uzyskano wzros tu odporności na śc ieranie .


| l | S . f t a ma kr i s hna , J . Ma ye r , 10 . Winte r ina n te l , K a m W. Le ong: lhomcdiralapplicalions of polymcr composite materials: a rcuic.w, Cotnp. Sc ien.an d Tec hri. 01 ( 2001 ), I INO - 1224



B i o m a t e r i a ł y w ę g lo w e i k o m p o z y t o w e

|2| S.L.I0vans, P.J.Grcgson: ('ompositc. tcchnology in load - bearing ortho-paedic implant.*, Biomaterials 19 ( 1998 ), 1329 - 1342

|3 | ,J .Chłopek, G.Kmita: Non-me tallic composite materials for bone sur-gery, Engineering TYansaction, Rozprawy Inżynierskie, 2002

11| YI.Kellomiiki, H.Niiranen, K.Puurnanen, N.Ashamrnakhi, T.Waris, P.T a r m a l a : Bioabsorbable scajjolds for guided bone regeneration andgcneration, Biomaterials 21 ( 2000 ), 2495 - 2505

|5 | L.M.Pineda, M.Busing, R.P.Meining, S.Gogolewski: Bone regenera-tion with resorbable polymeric rnembranes. III. Effect of poly(L - lac-tide) membrane pore size on the healing process in large defects. J .Biomed. Mater. Res. 31 ( 1996 ), 385 - 394

|6 | Y.II .An, S.K.Woolf, R.J.Friedman: Pre-clinical in vivo eualuation oforthopaedic bioabsorbable devic.es, Biomaterials 21, 2635-2652, 2000

|7 | P.Tuompo, E.K.Partio, K. , Jukkala-Partio, T.Pohjonen, P.Helevirta,P .Rokkanen: Cornparison of polylacti.de screw and ezpansion boli inbioabsorbable fixation (...), Knee Surg, Sports Traumatol, Arthrosc 7,296-302, 1999

|8 | A.N.Netravali , R.B.Henstenburg, S.L.Phoenix, P.Schwartz: Ultimatestreuglh properties of fiber reinforced composites, Reliabili ty Eng. andSystem Safety 56, 225-235, 1997

|9 | W.Bonfield, M.Wang, K.E.Tanner: Interfaees in analogue biomater-ials, Acta Mater. 46(7), 2509-2518, 1998

l() | M.L.Mehan, L.S.Schadler: Micrornecha nical beha.vi.or of short-fiberpolymer composites, Composites Science and Technology 60, 1013-1026, 2000

I 11 J.( 'hłopek: New materials for orthopaedic screws, Acta Montana, 10(115), 1-11, 2000

12| P.Pa mu ła, J .Ch łope k, M.Błażewicz, K.Makinen, P.Dobrzyński,

J .Kasperczyk , M.Bero : Materiały kompozytowe z nowego biodegrad-owalnego kopolimeru glikolyd-laktyd dla. celów m edycznych, InżynieriaBiom ateriałó w 12, 23-28, 2000



H i b l i o g r n l i . i

[13| 1 '-Dobrzyński, J .Kasperczyk, M.Hero; Synl.< a i wlu.ciwości kopolrmerów biodegradow alnych (l'(iLA, l'(!CA, l'L('A) oh yiiianych w obu•ności. nowego nisko toksycznego inicjałom, Inżynieria Biomateriałów17-19, 72-74, 2001

114) A.Halin: Mechan iczne i materiałowe uwarunkow ania stabilności itrwałości endoprotezy stawu biodrowego - studium zagadnieniu ., Inżynieria materiałowa, 1, 1997

|15] J .Kubacki, T.Gaździk: Endoprotezo plastyka biodra - wybrane •ayail.nienia, Inżynieria Biomateriałów, 2, 1998

[IG] A.M.Gatti, D.Zaffe: Bioactiue glasses and chcmical hond Hioninlci inb- Ilard and tissue repair and replacement, N-ll , 1992

|17 | J .F .Osborn : The reaction of bone tissue to hydro.ryapalile ccnnim •coalings , Biom ate ria ls- Hard and tiss ue rep air and re|»ln<•emeni <1 II1992

|18 | J .Chłopek: Kompo zyty węgiel - węgieł. Otrzym ywanie i nslosowanir wmedycynie., Ceramika 52, Polski Biuletyn Ceramiczny III 11, Kraków1997

[19] J.Chłopek: New materials for orthopaedic screws, Acta Montana, H,10 (115), 2000, 1-11

[20] R.Huiskes, R.Boeklagen: Malhem .ati.cal shape ophmisal.ion of lup prosthesis design, J.Biomech 1989, 22 (8-9), 793 - 804

[21] W.Cao, L.L.Hench: Bioactiue materials, Cer. Intern., 22, 1900, 103507. B.Degórska, Praca Doktorska, SGGW, Warszawa, 200' . !

[22] B. Degórska: Praca doktorska, SGGW, Warszawa, 200'.!



R o zd z i a ł 6

B A D A N I A B I O Z G O D N O Ś C IM A T E R I A Ł Ó W I M P L A N T A C Y J N Y CII

S t a n i s ł a w P i e l k a * D a n u t a P a l u c h * , J o l a n t aS t a n i s z e w s k a - K u ś * , L e s z e k S o l s k i * , M a ł g o r z a t a

L e w a n d o w s k a - S z u m i e ł 1

6 . 1 . B a d a n i a i n v i t r o i i n v i v o

6 . 1 . 1 . W p r o w a d z e n i eW placówkach naukowych i różnych ośrodkach badawczych panowała j<-,/cze do niedaw na dość duża dowolność w planowaniu i prowadzeniu badan ,których celem była biologiczna ocerLa materiałów, przeznaczonych do za:.Losowania w medycynie jak i w weterynarii . Dotyczyło to przede wszyslkiinmateriałów przeznaczonych do implantacji , dla których kryteria oceny Itylyszczególnie restrykcyjne. Jednocześnie, ze względu na charakt.ei za:.tosowania, t j . umieszczenie wewnątrz żywego organizmu, musiały obejmować wiele badań stosowanych w odpowiedniej kolejności. Często zdarzało się, zeprzy ośrodkach rozwojowo-wdrożeniowych poszczególnych gałęzi przemy:,łu, pracujących na potrzeby medycyny, istniały samodzielne placówki badawcze, w których wyroby przeznaczone dla medycyny były oceniane wedługnorm zakładowych lub branżowych. Tylko dla nielicznych typów wyrobów

* Akad emi a M edycz na we Wroc ł awi u Zak ł ad badan i a Bi oma t e r i a ł ów (n i 1 ' oni a

t owsk i ego 2 , 50-323 Wroc ł aw) .' Akademia Medyczna w Warszawie, Zakład Biofizyki i fizjolo gii C złowieka Zakliu!

Transplantologii i Centralny Bank Tkanek,



li I t i i i l i i i i i n ! ) i n / |; i » l i n ) ś i i i n i i t c r i a l ó w i i i i p l a n t a c y j n y c l i

stosowano wymagania farmakopcalric, któro dotyczyły wyłącznie badańpodstawo wych. Przykła dem takiej sytuacji są prowadzone w latach osiem-dziesiątych badania implantacyjne protez naczyniowych. W zależności odośrodka, badania wykonywano na psach, świniach lub królikach, wszczepia-jąc protezy w ubytek aorty piersiowej lub brzusznej ria okres od 1 do '24miesięcy. Uzyskane wyniki, choćby jak najbardziej prawidłowe, nie pozwa-lały jednak na dokonanie oceny porównawczej.

W ostatnich latach sytuacja uległa zasadniczej zmianie. W ramach Pol-.kiego Komitetu Normalizacji pracuje Normalizacyjna Komisja Problemo-wa III '.! 17, zajmująca się tłumaczeniem i przygotowywaniem polskich wersjinorm ISO, dotyczących wyrobów medycznych. Jedną z norm o bardzo sze-rokim zakresie jest kilkunastoczęściowa norma ISO 10993 pod ogólnym ty-tułem "Biologiczna ocena wyrobów medycznych". Norma ISO 10993, nieza-leżnie od stopnia przydatności poszczególnych jej arkuszy, pozwala na ujed-nolicenie procedur badawczych, co umożliwia porównywanie oraz właściwąinterpretację wyników badań, prowadzonych w różnych ośrodkach badaw-czych, zajmujących się biologiczną oceną wyrobów i materiałów medycz-nych 11 I8|.

( i. 1 .2 . K l a s y f i k a c j a w y r o b ó w m e d y c z n y c h

Norma ISO 10993-1 wprowadza następującą klasyfikację wyrobów medycz-nych:1 według rodzaju kontakt,u z organizmem , na:

• wyroby kontaktujące się z powierzchnią (skóra, błony śluzowe, po-wierzchnie uszkodzone);

• wyroby kon takt ujące się zewnętrznie (krew, zębina, tkanki m iękkie);

• wyrob y implan tow ane czyli wszczepy (krew, tkan ki miękkie, kość).

I! według czasu trwania kontaktu ria:

• wyroby o ekspozycji ograniczonej, t j . jednorazow y kon takt nie dłuższyniż '24 godz.;

• wyroby o przedłużonej ekspozycji , których użycie wymaga kontaktustałego dłuższego niż 24godz., lecz krótszego niż 30 dni;

• wyroby o stałym kontakcie, dłuższym niż 30 dni.

I ' rzedstawiona klasyfikacja wyrobów medycznych na pewno nie jest idealna,niemniej wyd aje się dość prosta i wyst arcza jąca w w yborze i projek towan iubadaii biologicznej oceny wyrobów medycznych. Wszczepy będące w tym



( i. I . Hm lnn in III vii ri> i in vi vo i. 1

rozdziale przedmiotem omówienia, ze względu un c/w. kontaktu obejmujądwie ostatnie kategorie, t j . zarówno grupę o ek.pozyp pizcdliiżoncj |aki stałej.

Według podziału zaproponowanego przez Kusia, rozszerzonego o nowszezastosowania, wszczepy dzielimy na:

biostatyczne, które stanowią rusztowanie dla odnowy brakujących części tkanek lub organów oraz je uzupełniają, np. sztuczne więzadła,powięzi, elementy pokrywy czaszki, siatki przepuklinowe, metalowei ceramiczne, elementy do zespalania kości cementowe lub polimerowewyroby do uzupełniania ubytków kości;

bioestetyczne, jak np. protezy sutka czy jąder;

biomechaniczne, czyli ceramiczne lub metalowe protezy stawów;

- wszczepy przeznaczo ne do kont aktu z krwią; zaliczamy tu dziane i i l ine protezy naczyniowe, metalowe, ceramiczne lub polimerowe lenlynaczyn iowe, a także elem enty w iększych urządzeń , jak n p za la w klserca lub sztuczne serce;

materiały do zespalania tkanek, czyli nici chirurgiczne różnych typów,staplery, materiały do zespalania kości, a ostatnio także biodegnulowalne pierścienie do zespalania jelit ;

- wszczepy jako nośniki leków, które mogą stanowić połączenie wszcze-pów zastępujących tkanki lub ich ubytki, a także mogą być s t o s o w a n e

samodzielnie w celu wolnego, kontrolowanego uw alniania dane go spe-cyfiku [64].

Ze względu n a pocho dzenie m ateri ału z jakiego wszczepy zosta ły wy twoi zone, dzielimy je na:

natu raln e, pochod zenia ludzkiego lub zwierzęcego, któie . lanowiągłównie zdewitalizowane i pod dane różnej prcparacp tkanki,

polimery naturalne, takie jak kolagen, jedwab czy librynogen oraz chityna i celuloza;

polimery syntetyczne, jak poliamidy, poliestry, pochodne kwasu poliglikołowego, polimetakrylan metylu, polietylen, żywice epoksydowe,poliuretany i wiele innych;

metale i ich stopy, od powszechnie znanych z niereaktywnośei metaliszlachetnych (złoto, platyna) po najnowsze stopy;

wszczepy ceramiczne, które często deliniowane są jako materiał, którynie jest ani metalem ani tworzywem organicznym;



l i l ini l i i i i l i i I l i n / i s n l I II i śc i m i l l e nn i ów i m | > l ł i l i l . i L c y j nye l i

materiały węglowe;

materiały kompozytowe, np. światłoutwardzalnc, stosowane główniew stomatologii .

<> 1 .3 . P l a n o w a n i e i d o b ó r b a d a ń

Wyroby i materiały, które w procesie diagnozowania lub leczenia kontak-tuj;; się z organizmem człowieka muszą charakteryzować się odpowiednimi

właściwościami biologicznymi. Wymagania stawiane materiałom i wyrobommedycznym stwarzają potrzebę prowadzenia szerokich badań fizykochemi-cznych. mechanicznych, biologicznych in nitro i in vivo oraz badań klinicz-nych. W planowaniu badań wyrobów przeznaczonych do implantacji należywziąć pod uwagę ich przydatność do zamierzonego zastosowania, właściwoś-ci chemiczne, fizyczne, elektryczne, morfologiczne, mechaniczne i toksyko-logiczne. Potencjalne niebezpieczeństwo związane z zastosowaniem implan-tów może obejmować objawy krótkotrwałe - ostra toksyczność, działaniedrażniące, uczulające, hemolityczne i trombogenne oraz objawy odległe

działanie toksyczne przewlekłe lub subchroniczne, uczulające, genotok-sycz.no, rakotwórcze, teratogenne.

Przy planowaniu badań biologicznych należy przeanalizować dostępnewyniki badań jak i proponowane zastosowania nowego wyrobu. Może siębowiem okazać, że teoretycznie nowy wyrób ma już udokumentowane wyni-ki badań, które mogą być przeniesione z innych wyników badań wyrobów

o zbliżonym charakterze zastosowania i podobnej budowie. W przypadkupodjęcia decyzji o przystąpieniu do oceny biologicznej nowego wyrobu, wprojektowaniu badań i testów należy wziąć pod uwagę rodzaj kontaktu zorganizmem człowieka i czas jego trwania. Oczywiste jest, że przy ogrom-nej różnorodności wyrobów medycznych, nie wszystkie badania, nawet wramach jednej kategorii , będą potrzebne lub możliwe do wykonania dla da-nego wyrobu. Ważne jest rozważenie cech własnych wyrobu, co może nawetprowadzić do konieczności wykonania badań dodatkowych, ponad bada-nia obowiązkowe. Niebezpieczne może okazać się zastosowanie sztywnegoschematu badań i oceny materiałów i wyrobów medycznych, opartyc h ow\ kludiiię tak-nie | dobre-złe, które może doprowadzić do fałszywych wyni-ków przejawiających się niepotrzebnymi restrykcjami w zastosowaniu, lubtez fałszywym poczuciu całkowitego bezpieczeństwa w ich użyciu. Prawid ło-wa. ocena wyrobów irnplantacyjnych wymaga zatem łabilnego doboru metodbada n, związanych z ich charakte rem i zastosowaniem |118,157|. D latego

też charakterystyka materiałów z jakich wykonany jest wyrób medyczny,pozostaje zdecydowanie jednym z pierwszych kroków, jakie należy podjąć



( i . I . I ( l ula nia in vi t . ro i in vi v<>

w całościowej ocenie wyrobu i powinna ona uwzjdędnini

sposób wytwarzan ia mater ia łu ;

zastosowane dodatki oraz zanieczyszczeniu powstałe w procesie wytwarzania ;

- substancje wyrnywalne;

produkty degradac j i ;

inne komponenty i ich ewentualne interakcje w gotowym wyrobie;

właściwości gotowego wyrobu.

Przeprowadzenie analizy materiałów pozwala ria wybranie materiału odniesienia, ściśle powiązanego z materiałem badanym, oraz określenie iloś< ti charakteru ekstrahowałnych substancji chemicznych (włączając w to zanieczyszczenia, pozostałości oraz sub stancj e wyrnywalne z samej ',o wyiobii) ,które mogą mieć kontakt z ciałem ludzkim. Biozgodność'- materiału o dn/i |zawartości substancji ekstrahowalnych, powinna być zakwestionowana iluczasu, aż zostanie p otwierdzone , że nie wywołują orte negatywnej ',o działa niabiologicznego [113,157].

Zakres w jakim powinien być scharakteryzowany dany inuterinl zniczyod rodzaju samego materiału, jego zastosowania oraz funkcji danej ' ,o muteriału w wyrobie medycznym. Im bardziej zasadnicza jest jego rola, tymważniejsze są właściwości tego materiału dla całości działania wyrobu i należy przeprowadzić bardziej szczegółowy program charakterystyki tego nut

teriału. Charakterystyka materiałowa stanowi podstawę dla oceny ryzykuzwiązanego z użytkowaniem wyrobu. Identyfikację materiałów przeprowadza się najczęściej z użyciem spektrofotometrów, metodą, cliromutoj>,ialiigazowej, odwróconej chromatografii gazowej, a także cliroinntoj-,talii eienko warstw owej. B ada nia jaki e powinny być wzięte pod uwuj',ę we ws tęp ui |ocenie biologicznej dla wszystkich kategorii wyrobów medycznych i < za m\vtrwa nia kon taktu przeds tawia Norma ISO 10993-1 w przeji zs slc | lot mutabe la ryczne j ( tab .6 .1 ) .

Jak wynika z tabeli , najw iększe wymagania, jeśli chodzi o dobói badan,stawian e są wyrobom wprow adzanym do organizmu na stale czyli wszezepom. Zasady badań biozgodności zawarte w ISO 10993-1, stanowią przewodnik badań związany z bezpieczeństwem stosowania wyrobów medycznych

W niniejszym rozdziale przedstawiono badania biozgodności implaritów zalecane przez Normy ISO, które są niezbędne dla rejestracji nowych

wyrobów, a także metody b adań przedstawione w piśmiennictwie pozwalające na pogłębienie wiedzy na temat właściwości biologicznych materiałówmedycznych .



1.')() li I Imliiiiin l>t>,|',oilu<>ńi i materiałów i i upla.) it.ruryj i>ycli

Klasyfikacja wyrobów medycznychze względu u ci Działanie biologiczne

Rodzaj kontaktuz organizmem

Czas tiwruuakontaku

A -

ograniczony( < 24 godz.)

B -

przedłużony(24 godzdo 30 dni)

C - stały(powyżej

30 dni)'

-ooao

J 2o"FO

D

a

eu

aąe

•s £™ -OuwTg

! : s

1 1•a®Q £ T

o

o

oowa

o

a

«r

S j f3 aP o

" s.•8•o 1s nn >>

S-SoH

-oo0o

J 2ots

Oo

(0o*IV1

1 Z

zkwą

T

p

ewe

a

Ra

wó

T

n

w

ywn

o

ó

row

oo"1

t?(0&OJ-C5

Oc5ategoria Kontakt

Czas tiwruuakontaku

A -

ograniczony( < 24 godz.)

B -

przedłużony(24 godzdo 30 dni)

C - stały(powyżej

30 dni)'

-ooao

J 2o"FO

D

a

eu

aąe

•s £™ -OuwTg

! : s

1 1•a®Q £ T

o

o

oowa

o

a

«r

S j f3 aP o

" s.•8•o 1s nn >>

S-SoH

-oo0o

J 2ots

Oo

(0o*IV1

1 Z

zkwą

T

p

ewe

a

Ra

wó

T

n

w

ywn

o

ó

row

oo"1

t?(0&OJ-C5

Oc5

O,

IIa 'U1 s>% P,•s »

is

SkóraA X X X

O,

IIa 'U1 s>% P,•s »

is

Skóra B X X XO,

IIa 'U1 s>% P,•s »

is

SkóraC X X X

,

IIa 'U1 s>% P,•s »

is

Błonyśluzowe

A X X X

O,

IIa 'U1 s>% P,•s »

is

Błonyśluzowe B X X X

O,

IIa 'U1 s>% P,•s »

is

Błonyśluzowe

C X X X X X

O,

IIa 'U1 s>% P,•s »

is

Przerwane lubuszkodzonepowierzchnie

A X X X

O,

IIa 'U1 s>% P,•s »

is

Przerwane lubuszkodzonepowierzchnie

B X X X

O,

IIa 'U1 s>% P,•s »

is

Przerwane lubuszkodzonepowierzchnie C X X V X X

'1>

•L>NT"

n" OJ

f iR!U.

Systemkrwionośnypośrdni

A X X X X X'1>

•L>NT"

n" OJ

f iR!U.

Systemkrwionośnypośrdni

B X X X X X

'1>

•L>NT"

n" OJ

f iR!U.

Systemkrwionośnypośrdni C X X X X X X X X

'1>

•L>NT"

n" OJ

f iR!U.

Tkankamiękka/kość/zębina

A X X X

'1>

•L>NT"

n" OJ

f iR!U.

Tkankamiękka/kość/zębina

B X X X X

'1>

•L>NT"

n" OJ

f iR!U.

Tkankamiękka/kość/zębina C X X X X X

'1>

•L>NT"

n" OJ

f iR!U. Krążąca

krew

A X X X X X

'1>

•L>NT"

n" OJ

f iR!U. Krążąca

krew B X X X X X X

'1>

•L>NT"

n" OJ

f iR!U. Krążąca

krewC X X X X X X X X X

Si.:>

S

Tkankamiękka

ikość

A X X X

Si.:>

S

Tkankamiękka

ikość

B X X X XSi.:>

S

Tkankamiękka

ikość C X X X X X X

Si.:>

SKrew

A X X X X X X

Si.:>

SKrew B X X X X X X X

Si.:>

SKrew

C X X X X X X X X X X

l ab . (i. 1. Ogólne zalecenia dotyczące wyboru badań w ocenie wstępnej propono-wane w normie ISO 10993-1.

1 ' r z y g o t o w a n i c p r ó b k o n t r o l n y c h i m a t e r i a ł ó w o d n i e s i e n i a

W ocenie nowych biomateriałów podstawowym zagadnieniem jest ustale-nie punktów odniesienia - wzorców negatywnych i pozytywnych . Mater ia -łów kont.rolnych używa się w celu potwier dzen ia przy datn ości zasto sowa nejprocedury, do wywołania lub braku określonych reakcji w danym układz iebadawczym, oraz kontroli prawidłowości prowadzonych badań. W zależnoś-ci od rodzaju badania, należy używać negatywnych materiałów kontrol-

nych (materia ły chara kteryz ujące się brakiem aktywności w danym układziebadawczym) i pozytywnych materiałów kontrolnych (materiały wykazująceodpow iednią reakcję pozyty wną w danym układzie badawczym) o raz prób



li I I { uda n i u I I I v ii r o i I I I v i v i > I I I

ślepych (układ badawczy bez kontaktu z ina tcr i i i le i i i ) I )o różnych procedur badawczych Norma ISO 10993-8 za leca rożne mater ia ły kontrolne . Doba da ń im p la n ta c y jnyc h j a ko m a te r i a ły kont ro lne ne ga tyw ne z a le c a ne s ą :pol ie tylen o wysokie j i niskie j gęs tości , pol idimetylos i loksan nie zawiera ją,cy krzem ionki i s ta l nie rdzew ną, a jako ma ter ia ły pozy tywn e pol ichlorekwinylu plas tyf ikowany lub zawiera jący dodatki cyr ioorgar i icznc . Do badandz ia ła n ia c y to toks yc z ne go z a le c a nym ma te r i a ł e m ne ga tyw nym je s t po l ie tylen wysokie j gęs tości , a mater ia łem pozytywnym polichlorek winylu zdod a tk ie m z w iąz ków c ynoorga nic z nyc h . Rów nie prz yd a tne w oc e nie now ych

ma te r i a łów je s t użyc ie do ba da ń porów na w c z yc h ma te r i a łów , k tóre z os ta łyzare jes trowane do zas tosowań kl inicznych, a reakcje przez nie wywoływanesą znane i opisane . Powinny one być wykonane z mater ia łu te j suinc j klasyco mater ia ł badany, t j . pol imer , mater ia ł ceramiczny, meta l i tp 11.>V|

N ie k tóre ba da nia w yma ga ją prz ygotow a nia e ks t r a k tów z ba da nyc h l imte r i a łów . Ce le m e ks t r a kc j i j e s t uz ys ka nie odpow ie dnie j p róbki do hmlm «celu określenia reaktywności biologicznej subs tanc j i wymywalnych w ukladzie biologicznym i wykazanie potencja lnych zagrożeń, związanych z |e j i ,oużytkowaniem kl inicznym. Warunki eks trakc j i powinny odzwierc ie i l lae rzeczywis te w arunk i w jakic h wyró b będzie w przysz łości używany.

N a e ks t r a kc ję ma ją w pływ ta k ie c z ynnik i j a k : t e mp e ra tu ra , c z a s e ksl rake j i , s tosun ek po wierzchni prób do objętości płynu ek s trakc yjne go, środekz a s tos ow a ny do e ks t r a kc j i o r a z rów now a ga f a z ow a ma te r i a łu . N a jba rdz ie joptymalne warunki eks trakc j i dla badań biologicznych to 37 ( ' przez 72h.

J e że l i ma te r i a ł ma być podda ny s t e ry l i z a c j i w a u tok la w ie pa row ym, to e kstrak c ja pow inna by ć prow adz ona w temp.121 ° C przez Ih |91,92,9 I ,I .ri7|.

S tos une k ma s y lub pow ie rz c hni p róbki do ob ję tośc i ś rodka e ks l iuke yjnego, ma decydujące znaczenie dla uzyskania wyników i lościowej oceny nugrac j i związków chem icznych i ich dz ia łania toksyczneg o Podstawow e p ioporc je d la w yrobów me dyc z nyc h to 600 e ur c a łkow i te j pow ie rz c hni n ia l e iia łu na 100 ml środka eks tra kcy jnego . Gdy dok ładn e obl iczenie powic i . hmjest niemożliwe, za równoważne uważa się 10-20 g materiału un lllll nilśrodka eks trak cyjn ego . Norm a ISO 10993 uza leżnia p ropo rc je od grubośi ima te r i a łu . W c e lu prz ygotow a nia w yc iągu z ma te r i a łów o duże j c h łonnośc ina leży zas tosować na jmnie jszą i lość środka eks trakcyjnego, która , przykryjema te r i a ł o pow ie rz c hni 600 c m2 lub o masie 10-20 g |9d-90|.

Do na jczęście j s tosowanych środków ekstrakcyjnych na leżą rozpuszcza łniki polarne , takie jak: woda , sól f iz jologiczna lub c iekła pożywka bez suro

wiey. Są or ie bardz o wyg odne w bada niach biologicznych i chem icznych, a lenie odzwierc iedla ją w pe łni rzeczywis tych warunków środowiska , w którychbędzie przebywał biomater ia ł (soki żołądkowe, żółć, enzymy t rawienne i in. )



i i I t n i l i i i i i i i I l i i i / g i H J i l o ś c i m a t e r i a ł ó w i i i i p l a n t a c y j n y c l i

Dlatego drugą grupę stanowią rozpuszczalniki rtiepolarne, jak np. świeżorafinowany olej roślinny, alkohol etylowy, glikol polietylenowy, dwurnetylo-sulfotlenek, ciekła pożywka z surowicą [91,92,94,125,157].

6 . 1 . 4 . B a d a n i a d e g r a d a c j i

W celu oceny ryzyka klinicznego zastosowania implantów, niezbędne jestprzeanalizowanie możliwości ich rozkładu i mechanizmów degradacji . De-gradacja materiałów zależy od ich własności, lokalnego środowiska i umiej-cowicnia anatomicznego. Przeprowadzenie badań degradacji niezbędne jest

w przypadku, gdy implant jest bioresorbowalny, a jego kontakt z tkankamibędzie dłuższy niż 30 dni lub gdy istnieje podejrzenie, że podczas kontaktuz organizmem mogą być uwolniane związki toksyczne [157].

Powstanie produktów degradacji związane jest ze zmianą masy mater-iału, uwalnianiem związków z powierzchni, pękaniem konstrukcji i odwars-twieniern się oraz mig racją składników z jednego m ateria łu do drugiego wwyrobach wieloskładnikowych. Zmiany w masie materiału mogą powstaćpodczas produkcji , s terylizacji , po implantacji , wskutek zamierzonej resor-pcji , zmian w stanie fizycznym, a także podczas przechowywania. Związki zpowierzchni mogą być uwalniane na skutek reakcji chemicznych, wymywa-nia, migracji i depolimeryzacji .

I d e n t y f i k a c j a i o c e n a i l o ś c i o w a p r o d u k t ó w d e g r a d a c j i m a t e r i a ł ó wp o l i m e r o w y c h

I Yodukty degradacji materiałów polimerowych powstają głównie w wynikurozerwania wiązań chemicznych w procesach hydrolitycznych, lub utlen ianiaw środowisku wodnym. Na stopień i rodzaj degradacji polimerów mogą miećrównież wpływ takie czynniki biologiczne, jak enzymy i inne białka orazaktywność komórkowa. Przy badaniu degradacji materiałów polimerowychnależy wziąć pod uwagę średnie masy cząsteczkowe, gęstość usieeiowania,zakres punktów topnienia, lepkość w stanie stopionym, stabilność termiczną,rozkład mus cząsteczkowych, pozostałość monomerów, związków dodatko-wych, zawarto ść katali zatoró w i met ali ciężkich [42,70,72,142,157].

W zależności od planowanego zastosowania implantu i rodzaju degra-d a c j i (hydroliza, degradacja przez utlenianie), badania przeprowadza się wróżnych roztworach i buforach, o pil od 1,0 do 10,5. Mogą to być: zdejonizo-wana woda destylowana, bufor fosforowy (PB), nadtlenek wodoru, odczyn-nik Peritoria. Stosunek masy próbki do objętości roztworu powinien wynosićco najmniej 1:10 118,42,137,157|.



IL I K M I I I I I I I U I I I V I I I I I I I I I V I V O i;i:i

Do przeprowadzenia badań potencjalnych produktów degradacji polimerów Norma ISO 10993-13 zaleca dwie metody badawcze; metodę przyśpieszoną i metodę prowadzoną w czasie rzeczywistym. Jeżeli w przyspiesz,onyeh badaniach nie stwierdzi się produktów degradacji lub uzyskane inlórmaeje pozwalają na ocenę analizy ryzyka, to riie ma potrzeby prowadzeniabadań degr adacji w czasie rzeczywistym.

Degradację polimerów w czasie przyśpieszonym prowadzi się w tempe-ra, turze powyżej 37 C, a poniżej temp erat ury mięknięcia lub topnieniu polirneru. Jeżeli planowany czas kontaktu implantu z tkankami rna być krótszyniż 30 dni, to ocenę degradacji należy przeprowadzić po 2 i 7 dniach, jeżelipowyżej 30 dni, to ocenę degradacji należy przeprowadzić po 2 i 00 dniach118,42,157).

Ocenę degradacji polimerów w czasie rzeczywistym prowadzi sn; w teinperatu rze 37° C. Dla implantów , k tórych planowany czas koni aki u z I knnknmi jest kró tszy niż 30 dni, należy badania p rzeprowadzić w I l e i I I I I I I I H li VN III

cznie z 30 dniami. Dla implantów, których planowany kontakt z tkankamima być dłuższy niż 30 dni, ocenę degrada cji przeprowad za się po 1, 3, 01 I 'miesiącach. W przypadku implantów polimerowych ulegających i r s o i p i pbadania degradacji prowadzi się do czasu utraty integralność wyrobu |.M),72,137,157].

Ocenę degradacji przeprowadza się metodami analitycznymi z zastosowaniem m.in.: wiskozymetrii, reologii, chromatografii gazowej lub cieczowej, kolorymetrii skaningowej, furierowskiej spektroskopii w podczerwieni

|42,70,157],

I d e n t y f i k a c j a i o c c n a i l o ś c i o w a p r o d u k t ó w d e g r a d a c j i m a t e r i a ł ó wc e r a m i c z n y c h

Identyfikacji i ocenie ilościowej są poddawane przede wszystkim te produkty degradacji materiałów ceramicznych, które powstają un drodze mpuszczenia w środowisku wodnym. Oczywiście doceniany jest lakt, ze tukubiologiczne czynniki jak enzymy lub inne białka mogą przyspieszać idegradacji , niemniej ich znaczenie w bezpośredniej ocenie może być pominięte. Jednocześnie warto też pamiętać, że wyroby z materiałów ceramicy,nych mogą zawierać pewne składowe elementy chemiczne w ekstremalniemałych ilościach, które nie bywają ujmowane w towarzyszącej oryginalnejspecyfikacji składu |54,86,157|.

Zaleca ne są dwie m eto dy p ostępo wan ia w identyfikacji i ocenie ilościowej produktów degradacji ceramiki. Oba testy odnoszą się do degradacjiceramiki w środowisku wodnym "in. miro" i nie obejmują degradacji , która



I:H l i I l i i i l i i n i n In i >/ .)' ,< >< lt u )ś « i m a t e r i a ł ó w i n i | > l a . n t a c y j n y c l i

może byt- spowodowana uszkodzeniami mechanicznymi lub przez ekstremal-nie wysoką energię (prąd, temperatura). Testy te nie odnoszą się też doewentualnej biologicznej aktywności tych wyrobów medycznych [58,80,157].

Pierwszy z testów, określany jako test w roztworze ekstremalnym, prze-prowadzany jest w niskim pH i stanowi metodę przesiewową dla wszystkichtypów ceramiki. Test drugi symuluje warunki najczęściej spotykanego od-czynu w środowisku " in vivó". Oba testy mają zastosowanie do ceramiki wcałej masie, do ceramiki w postaci granulatów, a także do powłok cerami-cznych.

Test roztworu ekstremalnego wykonywany jest w niskim pH zbuforo-wanego roztworu kwasu cytrynowego. Przyjęto, że wartość pH równa 3,0stanowi najniższą wartość możliwą w warunkach środowiska fizjologicz-nego. Dla wyrobów, których użycie będzie przebiegało w wartościach pilponiżej 3,0, możliwe jest zastosowanie odpowiednich roztworów. Badanepróbki, przygotowane szczegółowo według zaleceń normatywnych, ocenia-ne są w tym ekstremalnym środowisku przez 120 godzin w temperaturze37 ( ' . Test symulacyjny oparty jest na zbuforowanym roztworze o wartościpil 7, 4(± 0, 1), któ ra odp ow iad a fizjologicznemu poziomowi pH u człowie-ka. Tak jak w poprz ednim teście, próbki przygotowan e szczegółowo wedługzaleceń no rma tyw nych , oce niane są przez 120 godzin w temp . 37° C. Jeślibadane próbki ulegną całkowitemu rozpuszczeniu przed upływem 120 go-dzin, test uznaje się za zakończony [80,157].

Padania degradacji materiałów ceramicznych można również prowadzić

na hodowlach komórek szpiku kostnego i po implantacji w tkanki miękkiei kostne. Ocenę degradacji przeprowadza się poprzez pomiar aktywności fos-fatazy kwaśnej, poziom osteocalcyny i osteopontyny i l iczby aktywnych os-teoklastów, a zmiany w strukturze materiału - w mikroskopie skaningowymi radiograficznie [1,32,152,153].

I d e n t y f i k a c j a i o c e n a i l o ś c i o w a p r o d u k t ó w d e g r a d a c j i m a t e r i a ł ó w/, me ta l i i ich s t op ów

Ś r o d o w i s k o żywego organizmu zawiera zazwyczaj kationy sodu, potasu i wa-pnia oraz aniony chloru, dwutlenku węgla, fosforu i kwasów organicznych,k 11 irych koncentracja może wahać się od 2 x 10~' ! do 150 x 10 mol. W jesz-cze większym zakresie może się wahać stężenie organicznych cząsteczek bia-łek, enzymów i l ipoprotein. Wpływ wyżej wymienionych jonów nieorganicz-

nych na metale i ich stopy był uznawany za oczywisty, natomiast wcześniej-sze badania zakładały, że ewentualny wpływ cząstek organicznych ria degra-dację implant,ów metalowych jest bez znaczenia. Jednak najnowsze badania



li I K I K L I I I li u. iii v it. ro i in viv<>

wskazują, że szczególna uwaga musi być zwrócona nu Interakcję pomiędzymetalem a białkami. W tych rozważaniach znaczenie ma również |>l I w badanym środowisku. W biologicznie kompleksowym otoczeniu wszczepionemetale lub ich stopy mogą ulegać biodegradacji , a produkty tego procesumogą okazać się systemowo szkodliwe. Dlatego też identyfikacja i oznaczanie ilościowe tych produktów degradacji, ma zasadnicze znaczenie w biologicznej ocenie wyrobów medycznych przeznaczonych do implantowania (07,70,71,73,84,106,109,116,1511.

Do identyfikacji i oceny ilościowej produktów degradac ji m etali i s topówzastosowanych w wyrobach medycznych, stosowane są dwa podstawowe te• ty lub ich komb inacja. W ybór testu zależny jest od funkcji spełnia nej przez

badany wyrób.

Test pierwszy stanowi połączenie testu potencjo-dynamicznego z t e s t e m

potenc jo-statyc znym . Test ten stosowany jest do oceny ogólnego dek i roi Inmicznego zachow ania się bad aneg o mat eri ału , oraz w celu określenia pi wt i y c h specyficznych punktów (oznaczanych jako l'J a i /'/',,) na krzywej gęsiuś< ipotencjałów . Drugi z sugerowanych testów jest testem imersyjny in St< >n iwnny jest do chemicznej degradacji badaneg o materia łu w celu uzyskania pmduktów degradacji , które następnie poddawane są analizie.

Przebieg zachodzenia elektrochemicznych reakcji degradacji jest bardzoczuły na wszelkie zmiany warunków przeprowadzania analiz, używanych narzędzi, sposobów po bierania pró bek i ich przygotowywanie. Pada nia te niozna więc przeprowadzać jedynie w odpowiednio wyposażonych laboratoriach

przez wysoko wykwalifikowany personel, ze szczególnym zwróceniem uwn;'.ina właściwą kalibrację przyborów do testów.

Badania degradacji metali i ich stopów prowadzone z użyciem hodowlikomórek szpiku kostnego, przeprowadza się poprzez ocenę proliferacji i róznicowania się osteoklastów oraz identyfikację produktów rozpadu, / lnianyw materiale oceniane są metodami z zastosowaniem spektrometrii emisyjneji absorpcyjnej [22,84,106|.

6 . 1 . 5 . B a d a n i a t o k s y k o k i n c t y c z n e

Badania d egrada cji implantów są ściśle związane z badaniami toksykokinetycznymi. Zastosowaniu większości wyrobów medycznych towarzyszy ryzyko toksycznego działania produktów jego degradacji oraz obecność substancji lugowalnych, które migrując z materiału mogą wywoływać niekorzystne

efekty w organizmie. Pad ania toksykokinctyczne w yjaśniają procesy wehlaniania, dystryb ucji , m etabolizmu i wydalania w określonym czasie obcychzwiązków z organizmu po implantacji |70,88|.



li 1 l i u l n i i i i i Ii m > /, }' ,( x li i ij ś c i i i i i i t c r i u l ó w i i n p l n . n t i u : y j n y c l i

Badania należy przeprowadzić w przypadku, gdy wyrób jest bioresorbowa-lny lub gdy jest przeznaczony do stałego kontaktu i może ulec biodegra-dacji albo korozji , której skutkiem może być migracja potencjalnie toksycz-nych substancji lugowalnych. Jeżeli i lość uwalnianych produktów degradacjii subs tancji lugowalnych uznan a została w innych udokum entowa nych ba-daniach klinicznych za bezpieczną, wówczas nie ma potrzeby prowadzeniabadań toksykokinetycznych. Ilość substancji lugowalnych i produktów de-gradacji metali i ich stopów oraz ceramiki jest zazwyczaj tak niska, że niema potrzeby prowadzenia badań toksykokinetycznych [157].

I hulania te powinny być przeprowadzone na zwierzętach odpowiedniejpici i gatu nku , który m p od aje się najczęściej radioznakowane za pom ocą1 ' ( ' lub !11 badane subs tanc je . YV celu prześledzenia wchłaniania, drogi dy-strybucji i ewentualnej kumulacji badanych substancji w organizmie prze-prowadza się ich oznaczanie: w tkankach, krwi, moczu, kale oraz wydycha-nym powietrzu. Terminy pobierania próbek powinny być właściwe dla typuprzeprowadzanego badania i mogą być prowadzone w czasie obejmującymminuty, godziny, dni, tygodnie lub nawet miesiące.

Wchłanianie danej substancji zależy od sposobu jej podania, postaci f i-zykochemicznej i rodzaju zastosowanego nośnika. Badanie przeprowadza siępoprzez oznaczenie poziomu badanej substancji w krwi, osoczu, wydalinachlub tkankach. Wybór właściwego typu badań zależy od dostępności radio-znakowanego materiału i metod analitycznych.

Badania dys t rybuc j i w ymag ają zas tosowania rad ioznakowania sk ładn i-

ka. Bada nia o bej mu ją ocenę ilościową - określającą ich poziom w sekcjono-wanych tkankach, jakościową - z zastosowaniem autoradiografii całego ciała(WB A) i półilościową - z zastosowaniem stopniowanych stand ardów bad a-nia WBA. Badania dystrybucji powinny być przeprowadzone w czasie 24i 168 godzin lub dłuższym, w zależności od szybkości eliminacji badanejsubstancji z organizmu [141,157].

Metabolizm i drogę wydalania bada nej substanc ji przeprowadza się po-przez badanie kału i moczu. Dla badań krótkoterminowych mocz i kał po-winny być poddawane badaniu co 24 godziny przez okres 14 dni. Próbki mo-t',n być pobierane przed up ływem 24 godzin, jeżeli istnieje prawdo podob ień-• Iwo, że testowana substancja lub jej metabolity będą szybko wydalone.W badaniach długo terminow ych, pobiera nie próbek w okresie początkowympowinno się odbywać analogicznie jak w badaniach krótkoterminowych, anastępnie w ciągłych 24-godzinnych okresach na każdy oceniany t ermi n.

Konieczność izolacji metabolitów wiąże się z licznymi procedurami ekstrak-cyjnym i i chromatog raficznymi (np. płynna chrom atogra fia wysokociśnie-niowa, chromatografia cienkowarstwowa, chromatografia gazowo-płynna), a



i i I l i i i i l i i n i n n i v i l . r o i i n v i v <> 1.17

otrzymany materiał powinien być poddany analizie metodami chemicznynu i różnymi technikami chcrińi fizycznej (np. spek tro me tria limitowa, nu-klearno-inagnetyczny rezonans spektroskopowy, mikroskopia skaningowa)1211,80,106,157].

(i. 1 .6 . B a d a n i a d z i a ł a n i a c y t o t o k s y c z n c g o

I 'odstawowymi badaniami działania toksycznego materiałów medycznych

u testy z zastosowaniem żywych komórek. Opracowano różne modele biologiczne z użyciem hodowli komórkowych, plemników i pierwotniaków, którepozwalają na wstępne, przesiewowe badanie biologiczne pod kątem ewentuilnego dzi ała nia tok syczn ego su bst anc ji wymyw alnyeh. Ihula nia te SIJ szyl>

Kuni, czułymi i niedrogimi metodami. Wysoka czułość tych testów j e s l wynikiern izolacji kultur komórkowych, a zatem braku mechanizmów o c h r o n

uyeh, które towarzyszą komórkom wewnątrz organizmu |6>'VH , I'w |,

Badanie cytotoksyczności jest pierwszym krokiem w kierunku upewnięuia się co do biozgodności badanego wyrobu medycznego. Wynik negatywnywskazuje, że materia ł jest wolny od szkodliwych s ubstanc ji okstruhowaluyehlub też zawiera ich niewystarczającą ilość potrzebną do wywołania ostrej teakcji . Brak oddziaływ ania toksycznego na komórki riie jest jednak wystaiczającym dowodem do uznania materiału za w pełni biozgodriy; stanowi towyłącznie pierwszy etap badań. Pozytywne wyniki badań są wczesnym ostrzeżeniem, że zawartość szkodliwych substancji ekstrahowałnych w bada

nym materiale jest ponad dopuszczalne poziomy kliniczne. W takich przypadkach niezbędne są dalsze bad ania w celu wykazania przydatności danegowyrob u medy czne go do zastosow ań klinicznych 11,12,22, lMl -

Badania działania cytotoksycznego można prowadzić z zastosowaniemwyciągów, w kontakcie bezpośrednim lub pośrednim z h o d o w l i ) komórkowi)Wybór rodzaju badania zależy od właściwości materiału, m i e j s c a | e g o p i \

szłej implantacji . W zależności od zastosowanego rodzaju badania, wymagane jest odpowiedn ie przygotowanie próbki, hodowanych komórek i s p o s o b u ,

w jaki komórki p odda wan e są działaniu wyciągu lub próbek.

Badanie działa nia cytotoksyczncgo z zastosowaniem wyciągu, wymagajego odpowiedniego przygotowania. Jako środka ekstrakcyjnego najczęściejużywa się pożywki hodowlanej z surowicą, pożywki hodowlanej bez surowiey lub fizjologicznego roztworu chlorku sodowego. Wyciągi należy przygotować z zachowaniem technik ascptycznych. Ozas i tem per atur a ekstrak cji

zależą od własności materiału oraz od użytego środka ekstrakcyjnego. Warunki ekstrakcji powinny symulować warunki, w których ten m ateriał będzieużytkowany. Dlatego najbardziej zalecane są warunki przygotowania wyeią



i i I Im I II I l in b i o z g o d n o ś c i m a t e r i a ł ó w i m p l a n t a c y j n y c l i

gów w temperatura! 37" ( ' prze/, eo najmniej 24h. Stosunek pola powierzchnido objętości środka ekstrakcyjnego powinien być nie większy niż 6 crn 2 / m li nie niniejszy niż 0,5 cm /ml. Jeżeli powierzchnia jest niemożliwa do okre-ślenia, należy zastosować od 0,1 g do 0,2 g próbki na m l płynu ekstra kcyj-nego |157|.

I ' róbki przeznaczone do badania w bezpośrednim kontakcie z hodowla-mi komórek mogą mieć różny kształ t . Zaleca się jedynie, aby jed na z jej p o-wierzchni była płaska. Próbka powinna przykryć 10% powierzchni warstwy

komórek.Padania działania cytotoksycznego należy prowadzić na ustalonych li-mach komórkowych, otrzymanych z renomowanych ośrodków lub komórkachotrzymanych bezpośrednio z żywych tkanek. Komórki powinny być przecho-wywane i hodowane w standardowych warunkach zalecanych dla danej l iniihodowlanej. Do najczęściej stosowanych linii komórkowych należą: NCTCklon 929, CCL 163 Balb/373 klon 431, CCI 171 MRC-5, CCL 75 W-38,CCL 81 Vero i V-79 399 A [17,22,83,129,157],

YVj)ływ działania cytotoksycznego materiału na hodowle komórek obej-muje ocenę ilościową i jakościową. W ocenie jakościowej należy wziąć poduwagę wakuolizację, oddzielanie od podłoża, l izę komórek i błon komórko-w y c h . W ocenie ilościowej należy określić liczbę komórek martwych, stopieńzahamowania wzrostu komórek, zdolność do namnażania i formowania ko-lonii, ilość białek i wydzielanie się enzymów [12,92], Coraz częściej opróczwymienionych parametrów działania cytotoksycznego, prowadzi się badania

wzrostu lub spadku poziomu wybranych cytokin w hodowlach komórkowychpo kontakcie z biomateriałami, w porównaniu do hodowli kontrolnych bezkontaktu z materiałem. Cytokiny mogą indukować produkcję białek ostrejfazy, dlatego są ważnym czynnikiem w ocenie biozgodności materiałów me-dycznych. Badania poziomu cytokin przeprowadza się na jednojądrzastychkomórkach krwi obwodowej lub makrofagach. Badania te są bardzo istot-ni ' przy ocenie materiałów przeznaczonych do kontaktu z krwią, ulegają-cych degradacji lub korozji . Przykładem są ługowalne cementy stosowanedo umocowania protez stawu biodrowego, które indukują uwalnianie cy-tokin, które uruchamiają proces resorpcji kości i w następstwie powodująobluzowanie protezy stawu. Stwierdzono, że na poziom cytokin w hodowlachkomórek m aj ą wpływ taki e czynniki, jak wielkość i objętość cząstek mate r-iału oraz jego stosunek do ilości komórek w hodowli. Najczęściej ocenianymieytokinami w hodowlach komórkowych po kontakcie z materiałami są IL-l«, TNI-tt i IL-6 |36,37,45,46,76,81,l 10,131,154|.

Badania działania cytotoksycznego na hodowlach komórkowych są zale-cane prze Normę ISO 10993, natomiast badania z użyciem plemników i picr-



i> I I im lan iu in vit .ro i in v ivo

wotniaków mogą być bardzo przydatne do wstępnej eliminacji materiałówtoksycznych. Są to badania tańsze i nie wymagające h o d o w l i komórek prowadzortych z zachow aniem s urowych rygo rów i drogich odcz ynnikó w. Madanic działania toksycznego prowadzone na plemnikach buhaja, polega na pontiarze czasu przeżycia plemników po ich inkubacji w izotonieznym wyciąguz materiału, w tempe ratu rze 39° C przez 60 minu t, w porównaniu do czasuprzeżycia plemników w próbie ślepej [91].

Badania toksyczności z zastosowaniem pierwotniaka Blepharisma undu

lans, polega na bezpośrednim kontakcie materiału z hodowlą pierwotniakówprzez okres 5 dni. Ocenie podlega liczebność hodowli oraz zmiany paranietrów morfodynamicznych, w porównaniu do hodowli kontrolnej bez matęriału [120],

( i . 1 . 7 . B a d a n i a d z i a ł a n i a d r a ż n i ą c e g o i a l e r g i c z n e g o

Dla wszystkich typów implantów wymagane są nie tylko badania e y t . o l o k

syczności, które zostały już omówione powyżej, lecz także badania wpływuuczulającego i drażniącego.

Związki chemiczne uwalniane z wyrobu med ycznego będącego w koni akcii' z organizmem mogą powodować podrażnienia skóry, błon śluzowych lubspojówki oka. W ujęciu ogólnym taki efekt drażnienia nie jest niczym innytn,jak miejscową reakcją zapalną tkanki, która charakteryzuje się wystąpieniemrumienią, obrzęku, łuszczenia, pęcherzyków, a w przyp adku silnego pod raźnienia nadżerek lub martwicy. Pod względem histopatologicznym zmianyzapalne charakteryzują się niejednakową barwliwością komórek, piknozą iąder komórkowych, obecnością wodniczek w naskórku poniżej warstwy togowej, obecnością licznych granulocytów obojętnochlormych oraz. naciekiemkomórek wielojądrzastych w skórze właściwej |157| .

W odróżnieniu od substancji odznaczających się w ł a ś c i w o e n n l c i f .i

cznymi, substancje drażniące powodują wystąpienie objawów zapalny i li |iipo pierw szym konta kcie na skute k ich własności cytoto ksycz nyeh Pt zetwanie kontaktu z substancją powoduje szybkie gojenie zmienionych zapalnictkanek. Odczyny zapalne zależą od składu chemicznego i pil substancji , jejstężenia i czasu kon taktu . Substa ncje, których pl I jest poniżej 2 lub powyżej11,5 uważa się za drażniące. W celu stwierdzenia potencjalnego działaniadrażniącego implantów, w stosunku do skóry, spojówki oka i błon śluzowychczłowieka, Norma ISO 10993-10 zaleca prowadzenie badań na zwierzętach.

Badania działania drażniącego substancji na skórę przeprowadza się nu kró-likach albino sach, myszach i świnkach m orskich, a dra żnien ia błon śluzowychjamy ustnej na chomikach. Substancje do badania działania drażniącego



i i 1 1 .I II . MI I .I l i i o / | ' , ( )< l i i o ś i ' i r r i n t . c r i t i . l 6 w i m p l u i i l i i c y j n y c l i

mogą być w postaci płynu, pros/ku, wyciągu lub próbek przygotowanychz ocenianego materiału. Kontaktuje się jo z tkankami przez co najmniej 4godziny. Ocenę zmian skórnych przeprowadza się po upływie 1, '24, 48 i 72godzinach od momentu ich usunięcia. Odczyny skórne w postaci rumieniąi obrzęku klasyfiku je się oddzielnie dla każdego miejsca i czasu badan ia. Napodstawie uzyskanych wyników oblicza się Wskaźnik Pierwotnego Podraż-nienia [50,62,92,125].

I )o uczulenia dochodzi w następstwie wielokrotnych ekspozycji substan-

cji na skórze. Po związaniu obcej substancji z białkami staje się ona anty-genem wychwytywanym przez takie komórki jak: makrofagi, monocyty, ko-mórki śródbłonka i komórki Langerhansa, które przekazują antygen swois-tym dla nich limfocytom B. Po związaniu antygenu, l imfocyty B różnicująsię w kierunku komórek uwalniających swoiste przeciwciała. Część limfocy-tów T wspomaga różnicowanie się i nanmażanie limfocytów B. Ze wzglę-du na to, że pomoc limfocytów T jest konieczna do wystąpienia pełnejodpowiedzi immunologicznej na niektóre antygeny nazywamy je antygenami'I-zależnymi. Niektóre antygeny jak np. polisacharydy i składniki błon bak-teryjnych, nie wymagają reakcji l imfocytów T. Odpowiedź na takie anty-geny ograniczona jest zazwyczaj do wytworzenia przeciwciał klasy IgM, auzyskane poziomy przeciwciał są niższe [21,71,103].

Heakeje uczuleniowe zazwyczaj poja wia ją się jako wynik powtarz anegolub przedłużającego się kontaktu z różnymi substancjami chemicznymi, któ-re wchodzą w reakcję z systemem immunologicznym. Zdecydowana więk-

szość biomateriałów i wyrobów medycznych wyzwala reakcje immunologicz-ne komórek skórnych, a nie kompleksową odpowiedź humoralną lub reakcjetypu antygen - przeciwciało. Dlatego też w większości przypadków, badaniadziałania uczulającego prowadzone są najczęściej na skórze białych świnekmorskich [157].

Istnieje kilka metod badania działania alergicznego. Na wybór testiimii wpływ chemiczna i f izyczna charakterystyka materiału. Do najczęściejstosowanych należy test maksymalizacji Magnussona i Kligmana oraz test"zamkniętego płatka" Buchlera. Test maksymalizacji uważa się za najbar-d z i e j czuły, dlatego stanowi meto dę z wyboru i jest szczególnie przy datn y wbadaniu wyciągów. Test maksymalizacji wymaga wstrzyknięć śródskórnych,i c z e l t jest to jednak niemożliwe, wybiera się test zamkniętego płatka.

Ważnym kryterium przy ocenie działania alergicznego jest stężenie ba-danej substancji na skórze oraz odpowiednio długi czas kontaktu. Podsta-

wowe znaczenie dla wskazania dodatnich odczynów alergicznych ma porów-nanie zwierząt prowokowanych ze zwierzętami kontrolnymi. Dodatni wyniktestu niekoniecznie musi eliminować substancję lub wyrób z użytku, po-



l i . I . Mai l iui i i i I I I vi i .ni i in v ivo

nicważ dawka substancji zastosowanej w teście m o ż e | n z e w y z s z a ć l c , k t ó r a

będzie stosowana docelowo w normalnych warunkach użytkowania. W ynikdodatni wskazuje na potrzebę przeprowadzenia badan z zastosowaniem in-nych metod, na dodatkowej liczbie zwierząt, pozwalających na ocenę ryzykaprzy zastosowaniu substancji u ludzi [157|.

Badania działania alergicznego obejmują cztery etapy: badania wstępne, fazę wzbudze nia, fazę prowokacji naskórnej i fazę sprawd zania. W bada-niach wstępnych określa się stężenia substancji, które będą zastosowane w

badaniu głównym. Do badań w fazie wzbudzenia należy wybrać najwyższestężenie substancji wywołujące jedynie lekki rumień, ale nie wywołująceinnych zmian, a do badania w fazie prowokacji naskórnej i sprawdzania wybiera się najwyższe stężenie substancji nie wywołujące rumienią I 'uriktowi)ocenę zmian skórnych w fazie sprawdzania przeprowadza się po upływie 11,18 i 72 godz in, po usunięciu su bsta ncj i ze skóry. Nasilenie rumienia i obi ękuklasy fikuj e się osobn o dla każdego miejs ca i czasu obse rwacji |l ' i,l ó'|

( 5 . 1 . 8 . B a d a n i a i m p l a n t a c y j n e

ł inplantacja badanego wyrobu w organizm zwierząt laboratoryjnych, je-. tnajbardziej bezpośrednim sposobem oceny potencjalnego wpływu materiałów na otaczające go żywe tkanki. Odpowiedź tkankowa dotyczy tylko i wyłącznie tkanek mających bezpośredni kontakt z wszczepem, a zatem ocenyreakcji miejscowej po implantacji wyrobu. Metoda nie obejmuje ewentual

nych wpływów systemowych materiału na cały organizm. Niekiedy badaniaimplantacyjne mogą się stać jedną z dróg wyboru przy ocenie wpływu sys-temowego, chociaż te ostatnie wymagają całkowicie odmiennego podejścia.

Odczyn miejscowy oceniany jest poprzez porównanie reakcji tkankowejwywołanej przez b adan y m ateria ł, z reakcją tkankową wywołaną pi ze/, materiały kontrolne. Zastosowane materiały kontrolne, jeżeli to możliwe, powinny mieć powierzchnię jak najbardziej zbliżoną do powierzchni badanegoimplantu. Przy wyborze materiałów kontrolnych należy wziąć pod uwagi, lelizastosowanie kliniczne, które powinno być jak najbardziej zbliżone do pinnowanych zastosowań badany ch materiałów . Im plant acja próbek b adanychi próbek ko ntrolnych po winna być przeprowadzona w tych samych warutikach, u zwierząt tego samego gatunku, tej samej płci, wieku i w odpowia-dających sobie miejscach anatomicznych |/13, /1 /1,53,92,!)5|.

Wpływ na reakcję tkanek po implantacji mają takie cechy fizyczne ma

teriału jak : ksz tałt , gęstość, twardość, sposób wykończenia powierzchni. Implantowana próbka musi być wytworzona, wykończona, oczyszczona i wysterylizowa.ua metodami przewidzianymi dla gotowego wyrobu.



l i l i i i ) / |'o( l i i i iś i' i ma ter ia ł ów i i r i plan tacy jny eh

Wybór zwierząt do badania odczynu tkanek zależy od czasu badania, wiel-kości próbek oraz rodzaju tkanek, w które próbki będą implantowane. Zda-rza się, że te same materiały wywołują różną reakcję tych samych tkanek wzależności od gatunku zwierząt. Dlatego przy wyborze zwierząt do badańnależy wziąć pod uwagę zróżnicowane reakcje w zależności od gatunku. Dobadań krótkoterminowych w tkankach podskórnej i mięśniowej najczęściejużywa się myszy, szczurów, świnek morskich i królików. Do badań odległychw tkankach podskórnej, mięśniowej i kostnej odpowiednie są takie zwierzętajak: szczury, świnki morskie, króliki, psy, owce, kozy, świnie i inne gatunkio odpowiednio długim okresie życia [43,44,53,61].

Przy określeniu czasu badania należy wziąć pod uwagę przewidywanyczas, w którym odpowiedź biologiczna tkanek osiągnie stan stałej reakcji .Reakcja tkanek wokół implantu zmienia się wraz z upływem czasu. W pier-wszym tygodniu obserwacji stwierdza się wysoką aktywność komórkową,po której następuje okres przejściowy. W tkance mięśniowej i tkance pod-skórnej, w zależności od gatunku zwierząt, stabilność reakcji występuje wokresie od 9 do 12 tygodni, a w tkankach kostnych od 6 do 12 miesięcy [44,92,91,95,100].

Padania miejscowej reakcji po implantacji obejmują dwa poziomy: ma-kroskopowy i mikroskopowy. Na poziomie makroskopowym należy ocenićrodzaj, charakter i rozległość zaobserwowanych zmian zarówno w implan-towanym materiale jak i w otaczających go tkankach.

()cena mikroskopowa powinna zawierać dane dotyczące: wielkości tore-bki włóknistej i rozległości stanu zapalnego, zmian w strukturze tkanek ota-czających, l iczbę i rozmieszczenie komórek sta nu zapalnego, obecn ość zmianmartwiczych, obecność drobin materiału, a w przypadku implantów o poro-watej powierzchni jakość i i lość tkanek wypełniających pory. W przypadkutkanki kostnej należy ocenić strefę kontaktu implantu z tkanką, i lość nowo-tworzonej kości wokół implantu, obecność tkanek nieuwapnionych, a także

jeżeli występuje - obecność resorpcji kości [61,100,125].

( i. 1 .9 . I J a d a n ie e f e k t ó w s y s t e m o w y c h

Padania efektów systemowych dotyczą wpływu substancji chemicznych mi-grujących z implantu do organizmu człowieka oraz wywoływanych przez nieniekorzystnych efektów. Zakres tych bad ań o bejm uje ocenę wszelkich nieko-

rzystnych wpływów na organy wewnętrzne i tkanki oddalone od miejscawszczepienia implantu (nj). wątrobę, serce, mózg, nerki), a także na ogólnystan zdrowia.



(i . 1 U a i l a n i i i I I I v i t , r o i M v i v o

Standardowe metody badań toksyczności systemowej dla biomateriałów, SJJ.modyfika cją, typowyc h b adań przeprow adzanyc h d la leków i innych chętniczriych sub stancji rozpuszczalnych i dostępne są w zaleceniach OrganizacjiWspółpracy Ekonomicznej i Rozwoju (OIOCD), a także jako zalecenia lar-makopealne. Najczęściej dla oceny toksyczności systemowej wystarczającesą badania wyciągów wodnych przygotowanych z materiałów, z których wykonany jest dany wyrób medyczny, a w niektórych przypadkach koniecznejest jednak wykonanie badań implantacyjnych.

Badania toksyczności systemowej mogą obejmować różne sposoby podartia: skórną, dootrzewnow ą, inha lacyjn ą, dożylną i dous tną. Z ależnie od czasu pojawienia się niekorzystnych efektów, wyróżnia się ich cztery kategorieostrą, podostrą, subchroniczną i chroniczną. Toksyczność ostra, to objawyj)ojawiające się pomiędzy 14 a 24 godziną od podania, nafomiasl p o d o s t i a

- to efekty występujące, od 14 do 28 dnia. Za toksyczność sttbcl I H Y I H I

uważane są niekorzystne efekty pojawiające się w terminach Imtd/iej <>< Ibgłych, t j . do 9 0 dnia po podaniu lub czasie stanowiącym Hf i c/a- .u \< IM

danego gatunku zwierzęcia. Niekorzystne efekty chroniczne t o l a k i e , k i n u

utrzymują się powyżej 90 dnia od implantacji lub trwają dluzej III/, Ml',

czasu życia zwierzęcia [157].

Do grupy testów oceniających wpływy systemowe zaliczane są badaniana pyrogenność. Niektóre składniki pochodzące z ekstraktów chemicznychlub źródeł bakte ryjny ch, jeśli są obecne w wysta rczające j i lości, wywołują, worganizmie żywym podwyższoną temperaturę. Substancje takie nazywamy

pyrogenami. Najprostszym sposobem wykrycia tych składników pozostajetest pyrogenności wykonywany na królikach. Odpowiednio przygotowanywyciąg wodny z bada nego mate riału pod awany jest, królikowi dożył i wciągu kilku następnych godzin monitorowana jest temperatura ciała zwierzęcia. Najczęściej w wyrobach medycznych znajdowane są substancje pytogenne, będące endotoksynami produkowanymi przez bakterie grani ujemneMożna założyć, że najczęstszym źródłem tych zanieczyszczeń je-.i woda u. ywana w produkcji wyrobu medycznego. Pojawiające się r e a k c j e na cudotoksyny, nie mogą stanowić problemu braku biozgodności danego wyrobu ztkankami. Jest to raczej problem związany z kontrolą warunków produkcji ,

6 . 1 . 1 0 . B a d a n i a g e n o t o k s y c z n o ś c i i r a k o t w ó r c z o ś c i

Obecnie średni czas przebywan ia implan tu w organizmie ludzkim nie prze

krae za 10 lat . Jest to okres na tyle krótki, że niektórzy aut orz y są zdan ia, zewyko nywan ie bad ań rakotw órczości i genotoksyczriośei nie jest konieczneNiemniej dla wielu typów biomateriałów, szczególnie zaś tych o maksyma!



I I I I I I I I I I I I I H I I I I I / J M X L I I I I S N M I I I c r i n . l ó w I M | ) l n n t a c y j n y c h

nic długim okresie przebywaniu w organizmie człowieka, przeprow adzenietakich l>adari jest niezbędne. W przyszłości, kiedy zapewne średni czas prze-bywania impl antu w organizmie człowieka w ydłuży się o dalsze 10 czy naw et21) lat, badania takie staną się koniecznością. Oba typy badań są bardzo ko-sztowne, pracochłonne i długotrwałe. Włączenie ich do kompleksowej ocenybiologicznej powinno być szczególnie dobrze przemyślane i uzasadnione.

W każdym żywym organizmie najm niejs zą jedno stką zdolną do samo-d z i e l n e g o istnienia jest komórka. To jak jest ona zbudowana i jakie funkcje

mii spełniać poz ostaj e zakodow ane w genach, czyli w chromosomach składa -laeyeli się ze spirali podwójnych nici DNA. Jakakolwiek zmiana w ustalonejli uk! urze DNA określana jest mianem mutac ji , natom iast c zynnik, kóry ją

powoduje nazywany jest genotoksyną lub czynnikiem genotoksycznym.

Istnieją trzy zasadnicze typy wpływu genotoksycznego: mutacje genowe,aberracje cłirornosomalne oraz wpływ na DNA. Żaden z testów in vitro niejest, w stanie wykryć jednocześnie wszystkich typów genotoksyczności. Dla-tego też konieczne jest wykonanie całej gamy badań in nitro, które mogąbyć przeprowadzone w większości na mikroorganizmach lub kulturach ko-mórkowych. Mimo, że zalecenia normatywne wskazują, że badania in vivowymagane są jedynie w przypadku otrzymania pozytywnych wyników ba-da n III miro, to jednak i one powinny być ujęte w planie badań [140,157].

Szczegółowe opisy wymaganych testów zawarte są w zaleceniach Orga-nizacji Współpracy Ekonomicznej i Rozwoju (OECD). Co prawda zapro-jcktowanc one były głównie dla substancji rozpuszczalnych, więc ich zasto-

owanic do nierozpuszczalnych w większości biomateriałów wymaga mody-fikacji w kierunku prowadzenia testów z płynnymi ekstraktami. Niektórelypy badań ujęte są też jako wymagania farmakopealne. Najpowszechniejstosowane metody to testy mutacji genetycznych przeprowadzane na bakte-riach z rodzaju Salmonella lub Escherichia, test chloniaków u myszy, testyna kulturach komórek jajnika chomika, lub testy na mysich komórkach szpi-ku kostnego.

(boć całość badań genotoksycznych jest niezwykle pracochłonna i kosz-towna to jednak warto je przeprowadzić choćby dlatego, że ich negatywnywynik (czyli brak toksyczności genowej) może zwolnić od konieczności wy-konywania równie żmudnych i kosztownych b adań rakotwórczości.

Rakotwórczość jest to potencjalna zdolność danego materiału, całegowyrobu, będącego w kontakcie z żywym organizmem, lub jego produktówekstrakcji albo degradacji , do inicjacji oraz indukowania wzrostu komórekzmienionych nowotworowo. Testy takie powinny być wykonywane w przy-

padku implantów wszczepianych na stale, czyli dla kontakt u powyżej 30 dni.1'omimo, że większość badac zy j es I zgodna, c od o konieczności prow adzen ia



(I . I U t u l a n i u I I I V I I I I I I I I I V I V < I

tak ich b ad ań , to je dn ak bra k jest jc<Itu>niyśhn>• « i «•<> d o s p o s o b u ich przeprow a dz a nia . Po r a z ko le jny norma IS() I l)99.'ł odw o łu je s ię do d okume ntówwydartych przez Organizac ję Współpracy i Rozwoju (OIOCD), szczególniezaś w tym prz ypa dku d o protok ołu n r 451 (Padtu t ia rakotwórczo ści) oraz 15,'i(Połączonych b adan iach chronic znej toksyczności i rakotwórczości) . Po dan etani za lecenia odnoszą s ię bezpośrednio do związków chemicznych, któremogą tra f ić do organizmu innymi drogami niż poprzez implar i tac ję, jednaks ą j a k n a jba rdz ie j p r z yda tne rów nie ż do oc e ny tyc h w yrobów |80 ,157 | .

D okume nt opubl ikow a ny w 1992roku prz e z A me r ic a n Soc ie ty ofTe s t inga nd M a te r i a l s (A STM ) po da je z a le c e n ia do tyc z ąc e ba da ń r a kotw órc zośc i ,k tóre go pods ta w ow e z a łoże nia w a r to tu p rz y toc z yć , gdyż uw ida c z nia ją onetechn iczną ska lę proble mu . Do przeprow adze nia tes tów za leca s ię użycie gt \zor t i [ )o minimum 60 osobników każdej płc i , z us tanowieniem trzech j / i u p

ba da w c z yc h: g rupy z ba da nym ma te r i a ł e m , grupy z ma te r i a ł e m odni< aoraz grup y kontr olne j . W rezul tac ie na leży przeba dać 180 zwierząl dla oi i n\j e dne j p róbki t e s tow a ne go ma te r i a łu . Ba da nia mus z ą t rw a ć min imum lmies ięcy u myszy i 24 mies iące u szczurów. W ce lu uzyskania kontplek owi ioc e ny dz ia ła n ia r a kotw órc z e go do ba da ń pa tom or fo log ic z nyc h na le ży po luminimum 40 próbek tkanek [157] .

Przed podjęc iem decyzj i o rozpoczęciu tak kosz townych i praeoel t loi inych badań, na leży wykonać wszystkie badania w ocenie wstępnej i szezegóIowo przean al izowa ć ich wyniki . Podstawowe zn aczenie w ocenie rak otwórc z ośc i ma ją in forma c je do tyc z ąc e w c hła n ia n ia , dys t rybuc j i , me ta bol i z mu

i w yda la n ia c he mika liów poc hodz ąc yc h z w yrobu lub będąc yc h produ kta m ijego degradacj i . W większości przypadków szczegółowe dane dotyczące tychsub stan c j i są dos tępne w l i te ra turze ; techniczne j i nauko wej , co pozwala nauniknięc ie wykonywania kosz townych badań na tak wie lkie j l iczbie zwierząt

6 . 1 . 1 1 . B a d a n i a z g o d n o ś c i z k r w i ą

W żyw ym orga niz mie kre w je s t na jba rdz ie j komple ks ow ym bioc lu-mu z itymukła de m, k tóre go pos z c z e gólne e l e me nty s k ła dow e z a pe w nia ją s pe łn ia n iepods ta w ow yc h funkc j i życ iow yc h , t a k ic h j a k t r a ns p or t l lenn, usuwanie czynrtików patoge n nych czy napra wa u szkodzonych tkanek . Dla tego toż wszyslk ie w yroby me dyc z ne konta k tu jąc e s ię z k rw ią pośre dnio lub be z pośre dnio ,muszą s ię charakteryzować biozgodnością z krwią.

Krew jes t , płynną tkanką z łożoną z wie lu rodzajów komórek, od pros tych

w budo wie erytrocy tów przenoszących t len, po l imfocyty pos ia da jące skotnp l ikow a ne s t ruk tury e nz yma tyc z ne . Spe łn ia ne prz e z n ie z a da nia ma ją na drzędne znaczenie dla funkcj i życ iowych, dla tego jakiekolwiek cytotoksyczne



i i I t i i i l n i i i ii l i io / )' ,i > il i io .ś i 'i m a t e r i a ł ó w i m p l a n t , m y j n y c l i

działanie na elementy inorfotyczne krwi powoduje poważne zaburzenia wprawidłowym funkcjonowaniu całego organizmu. Krew zawiera też rozpusz-czalne komponenty białkowe, które również spełniają podstawowe funkcje.Na przykład układ dopełniacza jest odpowiedzialny za reakcje zapalne i usu-wanie patogenów, a układ krzepnięcia krwi ma za zadanie ochronę organiz-mu przed ut ra tą płynu i regenerac ję uszkodzonych tkan ek.

Największym problemem związanym z implantami kontaktującymi sięz krwią, jest . powstaw anie na ich powierzchni zakrzepów. I mpla nty zawsze w

lakiniś stopniu ulegają interakcji z płytkami krwi, oddziaływują na czynnikiukładu krzepnięcia i f ibrynolizy. Wynikiem tego działania jest tworzeniezakrzepów, które mogą doprowadzić w przypadku protez naczyniowych dozamknięcia ich światła lub być źródłem powikłań zakrzepowo-zatorowych.Pierwsze minuty kontaktu krwi ze sztuczną powierzchnią powodują pow-stanie warstwy granicznej związanej z odkładaniem, desorpcją i przemiesz-czaniem białek krwi, zwanej efektem Vromana. Czas ten pokrywa się z roz-poczęciem tzw. fazy kontaktu. Reakcja fazy kontaktu trwa około 100 sek. -do momentu osiągnięcia stałej wartości. Wartość ta zależy od reaktywno-ści powierzchni oraz stopnia i wielkości przepływu krwi. W procesie tymwyst ępuje odkł adan ie białek: albumin, globulin, f ibrynogenu, fibronekty-ny, czynnika XII, Xl i wielkocząsteczkowego kininogenu (HWMK) [6,8,9,I 1,25,30,39,41,55,111].

W dalszej kolejności do zaadsorbowanych na powierzchni białek nastę-pnie adhezja płytek, leukocytów i erytrocytów. Powierzchnia uczynnionych

płytek staje się miejscem adsorpcji i aktywacji protroinbiny i innych oso-ezowych czynników krzepnięcia. W wyniku zaburzenia stosunku składnikówaktywujących, proces krzepnięcia i f ibrynolizy prowadzi w konsekwencji dowytworzenia włóknika [8,19,26,30,34,51,101].

Interakcje, które mogą zachodzić pomiędzy wszczepem a krwią, sklasy-fikowano w Normie ISO 10993-4 w następujących kategoriach:

I. Interakcje, które wywierają wpływ na wszczep i mogą lecz nie musząbyć związane z niekorzystnym oddziaływaniem na pacjenta:

adsorpcja białek osocza, l ipidów, wapnia lub innych związków zkrwi przez wyrób lub jego powierzchnię;

adh ezja płytek, leukocytów i erytrocy tów na powierzchni lub ad-sorpcja ich składników przez wyrób;

tworzenie pseudointyrny lub torebki tkankowej na powierzchniwyrobu;

zmiana mechanicznych lub innych właściwości wyrobu.



i i i I J a d a n i u i n v i I n > i in vi VII

2. Interakcje, które mają potencjalnie niepożądany wpływ na pacjenta:

aktywacja płytek, leukocytów lul> innych komórek;aktywacja układu krzepnięcia, f ibrynolizy, systemu dopełniaczalub innych dróg przemian, w tym irnnumotoksyezności, i tnmunos tymulac j i i i inmunomodulac j i ;zatory naczyń powodowane zakrzepami lub irmymi materiałamiprzenoszonymi z wewnętrznej powierzchni kanału przepływowego wyrobu do innych miejsc krwioobiegu;

uszkodzenie krążących komórek krwi prowadzące do anemii, licmolizy, leukopenii, małopłytkowości lub modyfikacji funkcji komórek ;uszkodzenie komórek lub tkanek przylegających do wszczepurozrost intymy lub nagromadzenie się innej tkanki l in wyiobhlub w jego pobliżu, prowadzące do zmniejszenia przepływu ul Im

wpływające na inne funkcje wyrobu;adh ezj a i wzrost bak terii albo innych czyn ników zakaźny! li imwyrobie lub w jego pobliżu.

Ihulania hemozgodności implantów należy prowadzić na modelu, który będzie symulował czas kontaktu, temperaturę, warunki jałowości i warunkiprzepływu krwi. Zaleca się aby wyroby przewidziane do stosowania ex vivobadać na modelu ex vivo, a wyroby przeznaczone do implantacji badać ru vivo . B a d a n i a in nitro zgodności implantów z krwią przydatne są jedynie jukobadania przesiewowe, ponieważ mogą niedokładnie prognozować interakcjękrew/wyrób w warunkach klinicznych.

Norma ISO 10993-4 proponuje prowadzenie badań zgodności materiałów z krwią w pięciu kategoriach obejmujących ewentualny wpływ wyrobuna: powstanie zakrzepicy, krzepnięcie, płytki i funkcje płytek, parunieliyhematologiczne i układ immunologiczny org anizmu.

Zarówno badania in vitro jak i in vivo zgodności z krwią inoj',ą być prowadzono na dwóch poziomach badań. Poziom I - obowiązkowy obej mu jeproste testy przesiewowe. Po przeprowadzeniu badań poziomu I, należy rozważyć potrzebę przeprowadzenia badań na poziomic 2, który zawiera testybardziej skomplikowane, wymagające od prowadzącego badania specjalistycznej wiedzy i umiejętności interpretacji wyników. Należy je przeprowadzićw sytuacji , w której wyniki bad ań prowadzonych na poziomic I wskazują., zewyrób ma wpływ ria konkretny składnik krwi. Testy poziomu 2 pozwalają

na zrozumienie i ocenę zachodzącego procesu. Pro pozycję badań zgodnościz krwi ą dla ma teriałó w irnplanta cyjny eli na poziomic I i 2, zalecanych przeznorm ę ISO 10003-4 przed staw iono w tabeli 0.2.



MK l> I łiiiliiiiin lilu/goilnoM I I nu 11 ii nlów i i II |)ln.i it.łuyj ny cl i

Kategoriabadania

MetodaKategoriabadania

Poziom 1obowiązkowy

Poziom 2nieobowiązkowy

Zakrzepica Procentowy stopień niedrożnościZmniejszenie przepływu. Badaniamakro - i mikroskopowe wszczepupo implantacji Badania makro -1mikroskopowe narządów dystalnych

Elektronowa mikroskopia skaningowa.Angiografia.

Krzepnięcie Czas częśc iowej trornboplastyny (PTT ),czas prolrombinowy (PT), czas trombi-nowy (TT) Fibrynogen w osoc zu, produktydegradacji włóknik/fibrynogen (FDP)

Analiza specyficznych czynnikówkrzepnięcia Fibrynopeptyd A(F PA ),specyficzne produkty degradacjiwłóknika (D-dimer), fragmenty 1+2

aktywacji protromblny (F i+2), prze-ciwciało monoklonalne, które roz-poznaje uaktywnioną formę płyttowejpowierzchniowej glikoproteiny lib/llla(PAC-1), kompleks trombiria-anty-tromnina (TAT).

Płytki Liczenie płytek.Agregacja płytek.

Przeżywalność płytek znakowanych111 ln PF -4, tromboksan B2 G ammaautoradiografia płytek znakowanychradioizotopami.

Hematologia Liczenie i różnicowanie leukocytów.Hemoglobina w osoczu (hemoliza)

Liczenie retikulocyów Aktywacjaswoistych produktów reakcji uwal-niania komórek z krwi obwodowej.

Immunologia Aktywacja dopełniacza: C3a, C5a,końcowy kompleks dopełniacza (TCC),produkt alternatywnej drogi dopełniacza(Bb), C3b, C4d, produkt końcowy drógaktywacji dopełniacza SC5b-9.

Cytokiny: 11-1Wykrywanie informacyjnegoRNA specyficznego dla cytokin.

l a l i. ( i.2 . Badan ia zgodności z krwią wyrobów przeznaczonych do imp lantac j i .

Przy planowaniu badań zgodności z krwią in nitro należy uwzględnić nas-tępujące czynniki: hematokryt, antykoagulanty, sposób pobierania próbekkrwi do badań, czas jej przechowywania, napowietrzanie, pil , temperaturę,stosunek powierzchni materiału do objętości oraz zastosowane w badaniachwarunki hydrodynamiczne .

Badania należy przeprowadzać w ciągu 4 godz. od pobrania krwi, ponie-waż niektóre jej parametry ulegają szybkim zmianom po pobraniu. Z powo-du różnic w reaktywności krwi, do badań powinno używać się krwi ludzkiej.Wszys tkie badan ia in nitro można prowadzić w układzie statycznym lub dy-namicznym. I 'o zaplanowanym czasie kontaktu z badanym implantem, mogąbyć wykonywane badania powierzchni materiału jak i krwi.

Zaleca się, aby badania uwzględniały takie warunki jak: czas kontaktudłuższy niż 15 min. , tem per atu ra ba dań 37° C, przepływ krwi symu lującyprzyszłe zastosowanie wyrobu, rozpoczęcie badań w ciągu 15 min. od mo-mentu zakończenia kontaktu materiału z krwią [133,134,157|.

Pods tawowym badaniem in miro zgodności materiału z krwią jest ba-danie dz iałania bemoli tycznego na erytrocyty. Istnieją dwie podstawowe



II. I H a i l un i n I I I v i i n i i I I I vi v< i

metody badania , dz ia łania hoinol i tycznego: metoda poślednia z zns tosowniiieni wyciągów i me tod a bezpośredniego wpływu m ater ia łu na e rytrocy ty.Me toda pośre dnia po le ga na 24 godz inne j inkuba c j i e ry t roc y tów z w yc iągami. 1 'o mi a r sp ektro fotorn c tryc zny a l>sorl>ancji znad o sadu erytro cytó w s łużydo ob l i c z e n ia ods e tka ł i e mol iz y . Ba da nia dz ia ł a n ia ł i c mol i tyc z ne go me todąI>ezpośredr i iego kontaktu, przeprowadza s ię na krwi cytrynianowej o s tęże-niu hemoglobiny nie większym niż 2,5 g/dl . Mater ia ł inkubuje s ię z krwią,przez co na jmnie j 4 h. Obecność wolne j hemoglobiny oznacza s ię w superna-t a r ic i e me tod ą c y ja nom e the m oglobiny - D ra bkina . W ka żde j z me tod na le żyzas tosować ślepą próbę i próbę ze 100% hemolizą |41,91,94,95,159| .

B a d a n i a in iń.tro adhezj i bia łek dotyczą głównie a lbumin, globulin, l ibrynoget iu, f i bronek ty ny i hemoglobiny . Prowa dzi s ię je z zas tosow aniem nietody a na l i z y w idma w podc z e rw ie n i , c hroma togra h i że low e j , s pe k t ros kopi ie l e k t ronow e j i me todą z na kow a nia b ia ł e k i z o tope m u f, .l |(>,3N,39,.VJ|,

Ba da nia p ły te k in ińtro należy przepro wadz ać na pe łne j krwi.omc II Imga topły tkow ym lub w yiz o low a nyc h p ły tka c h . O c e nę l i c z by p ły te k pi /eprow a dz a s ię s t a nda rdow ymi me toda mi poprz e z ma nua lne lub a u to iuu!ye/ iul iczenie w mikroskop ie świe t lnym lu b skaningowy m, t Jzęs to do ba dan stosujes ię znakowanie płytek 0 1 Cr lub 11 1 In . W prz ypa dku s tw ie rdz e nia z mia n wl ic z b ie p ły te k na le ży w ykona ć ba da nia a dhe z j i , a gre ga c j i , ba da nia r e a kc j iuw a ln ia n ia s ubs ta nc j i w e w nąt r z p ły tkow yc h ( /3 - t ro inbuglobul ina , c z ynnikpły tkow y 4 , vW F) i a na l i z y g likopro te in r e c e p torów p ły tkow yc h. Pa da niaa k tyw a c j i p ły te k prz e pro w a dz a s ię z użyc ie m a gre g ome t ru i me todą e . y to

me t r i i p r z e p ływ ow e j . Za s tos ow a nie a gre gome t ru poz w a la na w ykryc ie p repara tów płytkowych o zmnie jszonej reaktywności , lecz nic wykrywa płytekna d r e a k tyw nyc h . P ły tk i mogą s t a ć s ię r i a dre a k tyw ne po d w pływ e m w ielu czynników, rn. in. na skutek niewłaściwego pobrania krwi. Dla us ta leniana dre a k tyw nośc i p ły te k w yw oła nyc h prze z konta k t z ma te r i a ł e m , b a da niaagregacj i na leży prowadzić na osoczu ubogopłytkowym o zredukowanej l ic .bie płytek [13,19,34,112,119,130, 130| .

Badania krzepnięc ia przeprowadza s ię z użyciem świeżej krwi bez koagula n tów , pe łne j k rw i z a n tykoa gula n te m, os oc z a boga to- i ubogoply tkow e gopoprz e z s t a nda rdow e t e s ty krz e pnięc ia s tos ow a ne w l a bora tor i a c h k l in ie / ,nych. W ce lu oceny przyśpieszonego krzepnięc ia spowodowanego przez mate r i a ł , z a s tos ow a ne t e s ty i mode le dośw ia dc z a lne na le ży odpow ie dnio z modyfikować, a ba da nia prow adzić w odnies ieniu do pró b ślepych bez ko ntak tuz ma te r i a ł e m. Pods ta w ow e ba da nia prz e s ie w ow e obe jmują t e s ty : c z a s k rz e pnięc ia pe łne j krwi, czas kaol inowy, czas koal inowo-kefa l inowy, czas protroinbiriowy, s tężenie f ibrynoge nu i czas l izy pe łn e j krwi. Zmiany s twierdz one ww yże j p rz e ds ta w ionyc h pa ra me t r a c h w yma ga ją pos z e rz e n ia d ia gnos tyk i o



45 0 li Iliiilmiin bio/goclnofici iiial.iTin.l6w implarita cyjnych

dalsze badania z zastosowaniem metod koagulornetrycznych, immunologi-cznych i z użyciem sub strató w ehromgenn ych |9,74,75,97| .

Z powodu różnic gatunkowych w reaktywności oraz zmiennych reakcjina różne wyroby, zaleca się ostrożnie interpretować dane uzyskane z badańprowadzonych na zwierzętach. Najbardziej przydatnym gatunkiem zwierzątdo badania implantów przeznaczonych do kontaktu z krwią są naczelne niebędące ludźmi. Ze względu na koszt i obowiązujący w krajach UE zakaz pro-wadzenia badań hemozgodności na naczelnych, badania implantów przezna-czonych do kon taktu z krwią prowadzone są najczęściej na psach i świniach,

li psów istnieje skłonność do znacznie łatwiejszego niż u ludzi występowa-nia zakrzepicy spowodowanej implantacją wyrobu. Świnia jest uważana zaprzydatny model zwierzęcy z powodu hematologicznych i sereowo-naczynio-wycli podobieństw do człowieka.

Badania in vivo wiążą się z wszczepieniem materiału lub gotowego wy-robu zwierzętom. Przy planowaniu badań in vivo należy wziąć pod uwagęgatunek zwierząt, przyszłe zastosowanie kliniczne wyrobu i związany z tymwybór odpowiedniej techniki implantacji . Wybór modelu zwierzęcego możebyć ograniczony wymaganiami dotyczącymi wielkości wyrobu, dostępnościokreślonego gatunku zwierząt i kosztem. Istotnym czynnikiem, który ograni-cza interpretację wyników jest odmienność pomiędzy człowiekiem, a wybra-nym gatunkiem zwierząt. Dotyczy to zwłaszcza badań krzepnięcia, funkcjipłytek i f ibrynolizy, a zwłaszcza reakcji organizmu na środki znieczulające,przceiwzakrzepowe, rozpuszczające skrzeplinę i przeciwpłytkowe.

Na szczególną uwagę zasługuje model do oceny biozgodności prote z na-czyniowych opracowany w Zakładzie Chirurgii Eksperymentalnej i BadaniaBiomateriałów AM we Wrocławiu. Badania prowadzone są na warchlakacho wadze ok. 25 kg. Jest to model zwierzęcia rosnącego. Wyniki uzyskane utych zwierząt po 6 miesiącach odpowiadają wynikom uzyskanym po 4 latachbadań prowadzonych na psach {122].

Wszczepienie wyrobu w układ sercowo-naczyniowy zgodn ie z jego zas-tosowaniem klinicznym, umożliwia prześledzenie wczesnych i odległych sku-tków implantacji , funkcjonowania wyrobu, powstawania i przemieszczaniasię skrzepów oraz zmian w krążącej krwi. Modele zwierzęce umożliwiająmonitorowanie w sposób ciągły wyrobu i systematyczne kontrolowanie is-totnych zm ian w organ izmi e [28,29,30,47,114,115,156j.

Badania zakrzepicy spowodowanej implantacją wyrobu obejmują: ocenęstopnia niedrożności, pomiar przepływu krwi, pomiar masy skrzepu, ocenęmakro- i mikroskopową wszczepu po implantacji oraz autopsję narządów

dystaln ych. Drożność w przyp adku protez naczyniowych zwiększa się w mia-rę zwiększania średnicy i zmniejszan ia długości. W praw idłowym modelu za-



(i I l ihl . ii i in l i j i i /goi l i iośri mate ria łów i i r iplantucy jnych

wierzchni nic musi być związana z obniżoną aktywacją, a może być spowo-dowana adhezją fibryny, inhibicją czynników tkankowych lub inhibicją do-pełniacza. Dlatego badania płytek należy prowadzić równolegle do badańparametrów krzepnięcia, parametrów hematologicznych i immunologicznych|25,28,30,34,74,75,112,136].

Stosowanie niektórych wyrobów może powodować aktywację, agregacjęi usuwanie leukocytów z krwioobiegu. Badan ia ze znakowanymi " T c leuko-cytami wykazły ich aktywny udział w fibrynolizie przyściennej skrzepliny,

pokrywającej wewnętrzną powierzchnię protezy, oraz współdziałanie z mio-libroblastami w formowaniu neointymy. Aktywacja leukocytów staje się źró-dłem sta łego stężenia elastazy w surowicy, oraz powo duje spadek aktywnościliemolitycznej dopełniacza [15,47,51,114,115].

Podwyższony poziom niektórych cytokin zaobserwowano po uprzednimkontakcie materiałów z krwią lub tkankami. Wykazano, że kontakt krwi zniektórymi materiałami prowadzi do wzmożonego wzrostu lub spadku in-terleukiny-1, interleukiny- 2, interleukiny-6 oraz czynnika martwicy nowo-tworów -TNFa. Cytokiny te mogą indukować produkcję białek ostrej fazy,w tym białka C-reaktywnego CRP. Ocenę zmian w poziomie interleukin poimplantacji w krwioobieg przeprowadza się w surowicy krwi, natomiast poimplantacji do jamy otrzewnowej - w płynie surowiczym pobranym z miejscaimplantacji . Badania przeprowadza się z użyciem ogólnie dostępnych testów|25, 81, I35|.

W badaniach in vivo ocenie podlegają nie tylko poszczególne parametrybadań, ale cały kompleks aktywacji krwi. Pomimo tego nie każdy nowy wy-rób czy modyfikacja materiału wymaga badań in vivo, których wyniki bar-dzo często są zbyt ogólne. Dlatego też badania in ińtro należy przeprowadzićw taki sposób, by wytypować do badań in vivo tylko materiały o dobrej he-inozgodności |111].

0 . 2 . B a d a n i a w z a j e m n e g o o d d z i a ł y w a n i a n a g r a n i c y t k a n k a -i m p l a n t

Materiał przeznaczony do implantacji w tkanki żywego organizmu powinienspełniać'' podstawowe wymogi biozgodności i biofunkcjonalności. Ważnymaspektem biozgodności jest określenie stopnia nasilenia miejscowej reakcjitkanek na wszczepiony implant. Badania implantacyjne umożliwiają prześ-ledzenie w określonym czasie procesu wgajania się wszczepu na poziomiekomórkowym (badania mikroskopowe), oraz prześledzenie ewentualnychzmian zachodzących w samym implancie (bada nia w mikroskopie skaningo-wym, badania, f izykochemiczne implantu po przebywaniu w tkankach ). Do



(i1.! Utulan iu wzajemnego oddz iaływa niu nu granicy Ikii iikn iui|>liini I.YI

b . u l ań im p l an t a cy jn y ch n a l eż y u ż y ć wy r o b ó w lu b p r ó b ek m a te r i a ł ó w, p r zy

c . o to wan y ch w id en ty czn y s p o só b j ak w y r ó b k o ń co wy , b i eż n ie z d o b o r emm e t o d y s t e r y l i z a c j i .

Wybór metod badań biologicznych za leży przede wszystkim od przezn. iezenia imp lan tu i jego cech f izykochemicznych ( resorp c ja , powolna b iode gra da c ja , b ios ta b i lność) . Wymogi do tyc z ąc e z a kre s u ba da ń z godnie z odpowiednirni normami, omówiono szczegółowo w rozdzia le 6.1.

Przy planowaniu badań na leży wziąć; pod uwagę:

dobór zwierząt doświadczalnych w za leżności od wie lkości i ksz ta ł tupróbe k ora z w yma ga ń j a k ie s t a w ia s ię ba da nym ma te r i a łom;

dobór techniki operacyjne j w za leżności od funkcj i i prze /mu zeniab ioma te r i a łu ora z mie j s c a impla n ta c j i ( tka nki miękkie , ko > , układk r w i o n o ś n y ) ;

dobór ba da ń poope ra c y jnyc h umożl iw ia jąc yc h o c e n ę ogóln*'| i mu |

cowej reakcj i organizmu na wszczepiony mater ia ł i o c e n ę / . m i a n

ma te r i a l e ;

dobór odpow ie dnic h ba da ń pa tomor fo log ic z nyc h , k tóre poz w ol i ) określ ić biozgodność i biofunkcjonalność implantu;

obserwacje śródoperacyjne umożliwia jące określenie cech użytkowychbadanego implantu |65,122,124,13'2j .

Pa da nia mie j s c ow e j odpow ie dz i tka nkow e j na impla n t , ow a ny ma te r i a ł p r z eprow a dz a ne s ą w opa rc iu o t z w . ba da nia w c z e s ne , obe jmując e okre s do 12tygodni po impla ntac j i oraz bada nia odległe , t j . powy żej 12 tygodn i , Norma ISO 10993-6 podaje za lecenia zarówno dotyczące rodzaju tkanek jaki dob oru zwierząt do świadczalny ch, dla oceny wczesnego i odległe) ',o < owego odcz yn u tka nko weg o po im pla nta cj i ( tab .0 .3 . i l i. I ) | l IM,I'. ! I |. Ihu la n iam ie j sco weg o o d czy n u tk an k o weg o o p i e r a ją s ię g łó wn ie n a b ad an iach p u lom o r f o l o g i c z n y c h , k t ó r e o b e j m u j ą : b a d a n i a s e k c y j n e , w m i k r o , k o p i e n p t y in y r ri , w m ik r o sk o p ie sk an in g o w y m , r ad io lo g iczn e , f i zy k o ch em iczn e

G a t u n k i

Cz as bad ani a w tyKodni nt l>

G a t u n k i 1 3 4 U 1 2

M y s z y X X X

S z c z u r y X X X

Ś w i n k i m o r s k i e X X X

Król i k i X X X

'Lab. 6.3. Pad aniu i nipla ntac yjnc w okresie wczesnym w tkance poils kóncj i mięńniowej (Norma ISO 10!)!)3 6).



l> M H I I I I I I I I I I>o/||0iInośi i iniLtcrialów implaiilncyjnych

O c e n a b i o z g o d n o ś c i w t k a n k a c h m i ę k k i c h ( t k a n k a p o d s k ó r n a , t k a n -k a m i ę ś n i o w a )

O rga niz m może z a re a gow a ć na impla n t różnymi typa mi r e a kc j i mie j s c ow e j .D o na jba rd z ie j z na nyc h na le żą: w c hła n ia n ie , w yda la n ie i o torb ie n ie | 105 ,131 j . Proces wg aja nia s ię wszczepów za leży od ich ksz t a ł tu i s t ruk tury .Impla n ty dz ia ne , gąbc z a s te i porow a te w ga ja ją s ię prz e z prz e ra s t a n ie i c hwras ta jącą tkanką łączną, nieza leżnie czy są one nieresorbowalne czy resor-bowa lne ( rys .6.1. ) . Impla nty l i te wg aj a ją s ię przez ca łkowite lub częścioweotorbienie tkanką łączną.

I(VN (i. I. Obra z m ikroskopowy 12 tygo dni po wszczepieniu im plan tu dzianeg o w

mięśnie grzbietu szczura. Poszczególne włókna przerasta tkanka łączna.Barw.HE. Pow. ok. 230x.

W be z pośre dnim s ąs ie dz tw ie impla n tu mogą z na jdow a ć s ię komórki że rne ,jednakże ich i lość uza leżniona jes t od dz ia łania drażniącego wszczepu i obec-ności drobin wszczepionego mater ia łu. Dotyczy to również grubości wytwo-rz one j to r e bki ląe z notka nkow e j w okół impla n tu . Im ba rdz ie j impla n t podwzględem swoich właściwości f izykochemicznych jes t obojętny, tym mnie j-sza jes t , reakcja mie jscowa organizmu, a proces wgajania przebiega prawiebe z odc z ynu z a pa lne go . Cha ra k te ryz uje s ię on kró tką i ma ło na s i loną f a -zą wysiękową, która szybko przechodzi w fazę prol i fe racyjną, prowadzącądo wytw orzenia s ię c ienkie j włókn is te j torebki ląeznotk ankow ej ( rys . 6.2. )|M'.!,!l.r>,!)6,1 11,145]. Można wt ed y stwierd zić, że im pla nt c ha ra kt ery zu je sięwysokim s topniem biozgodności [126,145,148] .

Pa da nie b ioz godnośc i impla n tów w yma g a d ług ic ł i i żmudnyc h op i s ów

pre pa ra tów h i s to log ic z nyc h , k tóryc h a na l i z a j e s t t r ud na i c z ęs to prow a dz ido s ub ie k tyw nyc h w nios ków . W c e lu ma ks yma lne go z obie k tyw iz ow a nia ba -da ń pre pa ra tów h i s to log icz nyc h , w Za kła dz ie Chi rurg i i E ks pe rym e nta lne j



(i.2. U,ul.1111,1 w/ujemne go oiM zinly waniii lin f.ritntt'y limit u 11•11•I<1111

Hys. 6.2. Obra z mikroskopowy 6 miesięcy po implantac ji ceramiki lil.ej silimownnej w mięśnie grzbietu szczura. U góry widoczna przesil/.ei'i po usunietym implancie ograniczona cienkim, włóknistym pasmem łkaniu li|< znejBarw.met.van Gieson. Pow.ok. 140x.

i Pad ania Biom ateriałów AM we Wrocławiu, opracowano metod ę punklow c|oceny preparatów histologicznych. Opracowana przez nas punktowa melodiioceny reakcji tkanek na implantowane nici chirurgiczne, zarówno syntetyezne i natu ralne , jednowłókienkowe i wielowłókienkowe, może być zastosowanado wszystkich implantów wykonanych z materiałó w włóknotwórczych.

U.ys. 6.3. Obra z mikroskopowy 14 dni po implantac ji nici chirurgicznej wielowlókienkowej w mięśnie grzbietu szczura. Barw. IIP. Pow. ok. MO*.

Ob se r w ac j a p o l a w i d z e n i a w m i k r osk op i e b i o l og i c z n ym ob e j m u j e p r z e k r ój

pop rzeczny iniplantowa rie j n ici wraz z otac zają cym i tkankami (rys . ( i .3 . ).

Oc e n a p r e p ar at ów h i s t o l og i c z n yc h w p ow i ę k sz e n iu 15 k r ot n ym , p oz w al a n aocenę i lośc iową nagromadzonych komórek zapalnych w tkankach, w porównaniu ze średn icą wszczep ionej nic i . Obserwacje w powiększen iu 120 kroi



li ilniliiniii liiozgodnońci ma teriałó w iiriplantacyjiiy ch

nyin pozwa lają na zróżnicowanie komórek, wchodzących w skład nieswoiste-go procesu zapalnego, to jest granulocytów wielopłatowych obojętnochłon-nych, l imfocytów, fibroblastów, fibrocytów oraz komórek olbrzymich typuciała obcego. Obliczenie punktów odbywa się na podstawie tabel 6.5-6.8.

Szerokość procesu zapalnegowokół wszczepionej nici nr 3/0 Ocena punktowa

1 /8 średnicy wszczepionej nici 0

1 /4 średnicy wszczepionej nici 11 /2 średnicy wszczepionej nici 2Średnica wszczepionej nici 3Powyżej średnicy wszczepionej nici 4

Tab. 6.5. Obserw acje mikroskopowe reakc j i tkanko wej (pow. 45x) .

L i c z ba kom ór e kw p o l u w i d z e n i a K o n c e n t r a c j a k o m ó r e k

O c e n ap u n k t o w a

1 - 2 0 M a l a 1

21 - 50 Ś r e dn i a 251- 100 D uża 3

p o w y ż e j 1 0 0 B a r d z o d u ż a , g ę s t e n i e p r z e r w a n e n a g r o m a d z e n i e k o m ó r e k 4

l i i l i . 6 . 6 . Obserwacje mikroskopowe reakcji tkankowej (pow. 45x).

Punkty przedstawione w tabelach 6.5. i 6.6. służą do klasyfikacji odczynuI kankowego, występującego wokół wszczepionych nici. Liczbę punktów uzys-kanych wg. tabel 6.5 i 6.6. sumuje się a następnie mnoży przez punkty po-dane w tabeli 6.7. , charakterystyczne dla danego preparatu. Klasyfikacjęodczynu tkankowego i stopień nasilenia odczytujemy z tabeli 6.8.

Rodzaje komórek występującychwokół transplantowanej nici nr 3/10

Ocenapunktowa

(!ęsto usiane komórki obojętnochłonne ze strefami martwicy 8

(iliszar odczynu tkankowego składający się głównie/ jednojądrzastych komórek typu limfocyta orazpojedynczych komórek obojętnochłonnych i fibroblastów 6

Przewaga fibroblastów i fibrocytów. Ponadto mogą występowaćnieliczne komórki typu limfocyta i komórki olbreymie typu

ciała obcego 4l ab. 6.7. Obserwac je m ikroskopowe reakcji tkankowej (pow. 120x).



( i. 2. l i a i l a m a w z a j e m n e g o o d d z i a ł y w a n i a . na g r a n i c y t k a n k a I I I I | I | I I I I I l a t)

Ogólnasuma punktów

Stopieńodczynu tkankowego

Klasyfikacjaodc/ynu tkankowego

0-15 0 minimalny

16-30 1 lekki

31-45 2 nasilony

powyżej 46 3 bardzo nasilony

Tab. 6.8. Stopień o raz klasyfikacja odczynu tkankowe go po imlanta cji wcldaniulnych i niewchlanialnych nici chirurgicznych w tkankach.

Prz e ds ta w iona punktow a me toda k la s yf ika c j i odc z ynu t k a n k o w e g o , uiuożliwia obiekt ywn ą ocenę badan ych prep ara tó w his tologicznych w opun III Oje dnol i t e k ry te r i a .

O c e n a b i o z g o d n o ś c i w t k a n c e k o s t n e j

Oce na biologiczna imp lantó w przeznaczonyc h do uzup ełnianiu kości |t ibardz ie j skomp likowan a z rac j i specyf icznej budowy i właściwości l izykoniechanicznych tkanki kos tne j [82,102,121,125,153j . Substanc ja iniędzykoinóikowa zwana "substanc ją podstawową", jes t zbudowana z uwapri ionych wlókien kle jorodnych, które tworzą blaszki kos tne , a te z kole i układają s ię w kana ły H a ve r s a i V olkrna na . Pona dto kość c ha ra k te ryz uje s ię różnymi p a ra n ie

trami mechanicznymi (e las tyczność, giętkość, sprężystość, gęs tość, twardośći po te n c ja ł e l e k t rok ine tyc z ny) . D la te go prz e d impla n ta m i prz e z na c z onymido uz upe łn ia n ia tka nki kos tne j , s t a w ia s ię s pe c ja lne w yma ga nia do tyc z ąc ebiozgodności .

W chirurgi i kości jako wszczepy na jczęście j s tosuje s ię meta le , ee inmikępolimery organiczne . Meta le i ich s topy ulega ją koroz j i w kontakcie / , kośeią, a wolne jony meta l i mogą być wiązane przez bia łka oraz jako komplek sbia łkowe wywoływać reakcje immunologiczne . Korozja może być chemiczna ,e l e k t roc he mic z na , w że row a lub na pręże niow a . O rga niz m żyw y f rnk tu j i meta l jako c ia ło obce , od którego oddzie la s ię tkanką łączną włóknis tą, doc l iodzącą nawet do ki lku mil imetrów grubości . Wytworzona , wokół meta lu tkańka łączna , nie zawsze i nie w pe łni podlega procesom uwapnienia , s tąd czę.st e ob luz ow a nie impla n tu . Me c ha nic z ne dra żnie n ie pow oduje w ys tępow a nieprzewlekłego , nieswois tego procesu zapalnego w pobliżu wszczepu .

Implanty z pol imerów organicznych mogą być toksyczne z uwagi na swo

ją de pol i rne ryz a c ję p o d wpływem enzymów. Zjawisko to p o w o d u j e poja w ięnic s ię w tkance kos tne j w pobliżu wszczepu dość obf i te j , długo trwające jlazy wysiękowej . Pojawia ją s ię komórki zapalne ( l imfocyty, granulocyty) ,



i i I I I I I I I I I I I I I l)ii>/,gi>(IIIOŚI i mate ria łów im pla nt,a cyj nyc h

oraz komórki żerne ( mak ro lag i, komórki olbrz ymio t ypu ciała o bcego ), atakże osteoklasty powodujące lizę kości. W rezultacie implant zostaje oto-czony tkanką łączną co nie jest zjawiskiem korzystnym . Wy tworzona tkankałączna może jednak ulegać uwapnieniu, co pozwala na trwalsze połączenieimplantu z kością.

Niektóre cementy, takie jak polimetakrylan metylu, mogą również wpły-wać prozapalnie z uwagi na wysoką temperaturę polimeryzacji uszkadzająckość, z którą się kontaktują. Również i w tym przypadku reakcja miejscowaI kanki kostnej będzie przebiegała z fazą zapaln ą wysiękową, a następnie wy-

tworzeniem się torebki ląeznotkankowej.Wśród materiałów ceramicznych i kompozytowych wyróżnić można im-

planty ob ojętn e (korun d, węgiel i jego pochodn e, cementy fosforanowe) orazaktyw ne (bioszkło, hydro ksyap atyty) w stosun ku do tkanki kostnej. Implan-ty wykonane z tych materiałów wywołują umiarkowany lub mały odczyntkankowy.

Najbardziej miarodajnym określeniem biozgodności tych materiałówjest, obraz histologiczny n a granicy im plant/k ość. Wpraw dzie w okresie wcze-snym pojawiają się komórki zapalne typu limfocyta i komórki mezenchy-malne, ale równocześnie obserwuje się występowanie fibrocytów, fibrobla-stów oraz osteoblastów i osteocytów, które następnie przekształcają się wt kankę kostną i ściśle przylegającą do wszczepu. Takie implanty nazywamyostcoindukcyjnymi (rys. 6.4.) .

HYS (i. I. Obraz m ikroskopowy 6 miesięcy po implan tacji hydr oksya patytu do koś-ci udowej królika. U góry widoczna przestrzeń po implancie ograniczonatkanką kostną. Barw. U10. Pow. ok. 140 x.

Jedną z metod polepszenia właściwości implantów może być wykorzystaniezjawiska elekt,rokinetycznego. Metoda ta polega ria wprowadzeniu na po-



(i.2. Iładania wzajemnego oddziaływania na griiulcy ll.iiiil > Iną l ml

wierzch riię imp lant u odpo wied niego d l a dniu | I k n n l . i potencjału elektrokinetycznego, zwanego poten cjałem zettn Ztuodyhkownny w len sposól> materiał charakteryzuje się znacznie lepszymi właściwościami adsorpeyjnymi.Zjawisko to może mieć podstawowy wpływ na rodzaj oraz ilość komórek, adsorbowanych na powierzchni wszczepu w pierwszym okresie po implantacji|127,148].

O c e n a b i o z g o d n o ś c i w u k ł a d z i e k r ą ż e n i a

Pogłębienie wiedzy o procesie wgajania się protez naczyniowych, dotyczyłogłównie przyczyn tworzenia się zakrzepów na powierzchniach stykającychsię z przepływającą krwią i metod zapobiegania. Badano udział białek nktywnych w procesie krzepnięcia i fibrynolizy, oraz ich wpływ na tworzeniesię tkanki łącznej wokół protezy naczyniowej. Równocześnie oceniano zjawiska związane z odpowiedzią immunologiczną i fazami reakcji zapalne) powszczepieniu im plant ów, ora z jego wpływ u na powstaw anie zm ian wnie< .nych [11,27,66,68],

Implanty przeznaczone do kontaktu z krwią powinny cechować MC wbveiwościami atrombog ennym i, a p o wszczepieniu w układ krwionośny iełi powierzchnia powinna jak najszybciej pokryć się śródbłonkiem, co zapobieglitworzen iu się zakrzepów . Szybkość i jako ść pows tające go śród błon ka jcslzależna od rodza ju mat eriał u i stru ktu ry implantów naczyniowych. Trw alezastosowanie w wytwarz aniu wszczepów naczyniowych znalazły politereltalany etylenu i politetrafluoroetyleny [49,60,89,93,114,123].

W okresie wczesnym po włączeniu implantu w obieg krwi, dochodzi dopowstania małych ognisk przyściennych zakrzepów. W obrazie mikro kopowyra widoczne są na powierzchni implantu skupiska płytek krwi, erylioe\tów, leukocytów oraz nieliczne nitki włóknika. Implant, z zewnątrz otoczonyjest warstwą skrzepłej krwi 111,27,66,68].

W miarę upływu czasu następuje eliminacja elementów moiTotye/nyi l ikrwi wokół wszczepu. Pojawiają się niezróżnicowanc komórki inezenehy innine i makrofagi. Warstwę zewnętrzną zaczyna tworzyć l>ogato uiiaczynionatkanka ziarninowa [78,89,107,115,15f>|. Następny okres to przerastanie protezy naczyniowej tkanką łączną. Warstwa wewnętrzna wygładza się i pojąwiają się nieregularne włókna klejorodne oraz owalne komórki z eliptyczriynii jądram i i wałeczkami Weibel-Pallada. Są. to cechy chara kteryst ycznedla komórek śródblonka. Poszczególne włókna tworzywa przerasta tkanka

ziarninowa. Warstwę zewnętrzną protezy stanowi tkan ka łączna, z dużą i łością hisl.oeytow, hbrocytów i fibroblastó w oraz komórek niezcnchy malnyc hi włókien klejorodnych



li Mniliiui.i l>i<>/,godności ma teri ałó w in ipla nta cyj nye li

W okresie 4 tygo<lni po wszczepieniu, powierzchnię wewnętrzną protezy po-krywają nieregularnie ułożone komórki śródbłonka. Większe ich skupiskawystępują w okolicy zespoleń. W części środkowej są luźno porozrzucane.Pod nimi znajdują się równolegle ułożone liczne komórki mięśniowe orazwłókna kolagenowe. Tkanka ziarninowa oplatająca włókna protezy jest bo-gata w liczne włókna klejorodne i naczynia krwionośne. Wzrasta grubośćwarstwy zewnętrznej, zbudowanej z bogatokomórkowej tkanki łącznej. Po12 tygodniach dochodzi do przerośnięcia implantu tkanką łączną i wyt-worzenia się warstwy wewnętrznej, środkowej i zewnętrznej (rys. 6.5.). Rów-

nocześnie w ścianie protezy oraz w tkance wyścielającej protezę od stronywewnętrznej, powstają zmiany wsteczne (szkliwienie, wapnienie). Stąd wobrazie mikroskopowym często obserwujemy nadmierny rozrost tkanki wyś-cielającej protezę od strony światła. Zjawisko to sprzyja następującym po-wikłaniom: zwężeniu światła protezowanego odcinka naczynia, odkładaniusię zakrzepów, pęknięciom i powstawaniu tętniaków zespoleniowych. Dlate-go trwają nieustanne wysiłki, idące w kierunku ciągłego doskonalenia im-plantów naczyniowych, przeznaczonych do kontaktu z krwią.

Itys. (i.r>. Obra z mikroskopowy 6 miesięcy po im planta cji protezy poliestrowej woperacyjny ubytek aorty piersiowej u świni. Widoczne przerośnięcie im-plantu tkanką łączną. Barw. I1E. Pow. ok. 140 x.

( » . . ' { . O d p o w i e d ź o r g a n i z m u n a w s z c z e p

Wykorzystanie materiałów implantacyjnych w medycynie przyczyniło siędo rozszerzenia możliwości leczenia urazów, wad wrodzonych lub nabytychi budowy urządzeń mogących zastąpić czynność narządów. Materiały na-

turalne, pochodzenia zwierzęcego lub roślinnego, dość wcześnie okazały sięmało przydatne ze względu na niejednorodność surowca, zawartość niepożą-



()..'!. Od powiedz, organizmu na wszczep

danych su bstan cji , trudności w konserwacji i wyjaław ianiu, szybko postępujących zm ian ich pierwo tnych cccii w środowisku żywego organi zmu i wzwiązku z tym nasilone odczyny tkanek biorcy.

Postęp w naukach technicznych, zwłaszcza w metalurgii i chemii przyniósł nowe, sztucz ne ma teria ły, k tóre są. znaczn ie lepiej tolerowan e przez ży-wy organizm w porównaniu do naturalnych, a także stało się możliwe modęlowanie wybranego materiału implantacyjnego według potrzeb klinicznych,a nawet indywidualnego pacjenta.

Doświadczenia kliniczne wykazały jednakże, że niektóre z tych materiałów były źle tolerowane przez organizm w dłuższym przedziale czasowymOpracowano więc odpowiednie normy jakim powinny odpowiadać materiałyprzeznaczone do k ontak tu z żywymi tka nkami, kolejność i zakres niczbędnych badań wstępnych oraz dopuszczalny odczyn ze strony tkanek ma.pyychbezpośredni kontak t z wszczepem lub całego organizmu po iniplantiiep lindan ia in vitro, głównie toksyczności i badania doświadczalne na zwn i v

tach, m aj ą na celu wyjaśnić, czy materiał ulega wgojeniu w tkankach i wjaki sposób, czy wywołuje odczyny ze strony otaczających go tkanek lubcałego organizmu i czy on sam w żywym środowisku ulega zmianom7 Służątemu badania wybranych parametrów, które są reprezentatywne dla. reakcjicałego organizmu.

Reakcja miejscowa organizmu na wszczep, łatwiejsza do prześledzeniai szybciej występująca, stanowi podstawę badań oceniających wartość małe

riału z jakiego wszczep zosta! wykonany i stanowi po dstawę wprowadzeniago do kliniki.Interpretacja uzyskiwanych wyników okazała się trudniejsza niż można

było sądzić. Zwierzęta laboratoryjne żyją wielokrotnie krócej od człowiekasą biologicznie młode i nie obciążone chorobami, a także nie podlega IĄ IÓZnorod nym czynnikom zewnętrznym z jakimi m a styczność człowiek II ezlowieka może mieć miejsce wrodzona skłonność do większej wrażliwości natoksyczne działanie związków chemicznych. 'Toksyczność wszczepów ino <

być modyfikowana przez różne czynniki i mechanizmy, do których można zaliczyć interakcje, idios ynkrazję, działanie parad oksalne i tolerancje | .ril)|, ()p|sywane są na przykład przypadki "mieszanej choroby tkanki łącznej", którawystępuje u ludzi mających kontakt z polichlorkiem winylu, ale dopiero popodaniu niektórych leków, jak np. : nicsterydowych leków przeciwzapalnychlub leków przeciwbólowych [98,150|. Są to najczęściej odkrycia przypadkowe, wynikające z wieloletniej obserwacji. Obecnie wiemy również, ze nk

ład odpornościowy i centraln y układ nerwowy u człowieka współdz iałają zesobą ria zasadzie obustronnych połączeń. Potwierdzono istnienie bezpośrednich połączeń nerwowych u < złowieka, przez któro immunologiczne sygnały



li I liiiliiiiiii l>u/,gi><nośi i iiuil.ci iftliiw iiii|iliinl luyjnycli

kierowane są bezpo średnio do mózgu i zwro tnie mog ą być korelow ane |77|.Nie jest, w pełni wyjaśnione, dlaczego u pewnych osobników odczyny immu-nologiczne są bardziej nasilone. Patogen, którym może być wszczep, wy-wołuje? szereg reakcji takich, jak: produkcję specyficznych białek enzyma-tycznych, wzrost l iczby leukocytów obojętnochlonnych, wahania poziomuhormonów, zmienione zachowanie i inne. Zjawiska te, określane jako "zespółostrej fazy", są również sterowane przez mózg.

Teoretycznie reakcje ogólne mogą rozwinąć się także w przypa dku dob-rej pierwotnej tolerancji miejscowej, na skutek powolnej depolimeryzacji ,fragmentacji materiału lub też przemian chemicznych wszczepu j)od wpły-wem płynów ustrojowych. Wpływ wszczepionego materiału do organizmuna układ immunologiczny, krwionośny lub czynność określonych narządówczłowieka, może ujawnić się po wielu latach, albo w stanie zmniejszonej od-porności lub zaburzeń czynności jakiegoś układu. Wiedza ta najczęściej wy-nika z przypadkowych obserwacji , ponieważ nie prowadzi się systematycz-nych badań pod tym kątem.

Jedna z definicji biomateriału określa między innymi, że powinien onbyć dla żywego organizmu obo jętny chemicznie i immunologicznie [67]. Wię-cej wierny o możliwym wpływie wszczepów na procesy chemiczne żywego or-ganizmu niż na immu nologiczne i odpowiednio więcej o wszczepach m e-tali, niż innych materiałów, których cechy fizyczne i chemiczne mogą sięzmieniać w ciągu dłuższego czasu w organizmie, mogą zawierać śladowezanieczyszczenia wynikające z procesów technologicznych lub ulegać zmia-

nom podczas sterylizacji termicznej lub radiacyjnej. Polietylen o wysokiejg ę s t o ś c i , jest materiałem wysoce biologicznie zgodnym, lecz pod wpływempłynów ustrojowych może zmieniać swoją strukturę krystaliczną i ulegaćfragmentacji [7,90]. Najwyższą biozgodność mają tworzywa ceramiczne nabazie A L 2 O 3 , hydroksyapatyty, bioszkła i różne postacie węgla. Bad ania kli-niczne wykazały, że żywice epoksydowe i polisulfony w postaci polimerów sądobrze tolerowane przez tkanki, lecz w niektórych warunkach mogą ulegaćdepolimeryzacji i wywoływać odczyn zapalny miejscowy późny.

()..'{ . I . O dc zy n wc ze sn y

Reakcja miejscowa na wszczep jest odczynem zapalnym tkanek, w które zos-ta ł n n plantowany. Zapalenie jest zespołem reakcji wywoływanym przez urazmechaniczny, termiczny, reakcje immunologiczne, działanie toksyczne natkanki lub przez, towarzyszące zakażenie drobnoustrojami. Każdy wszczep,lub jego składniki, jest ciałem obcym. Patogenem są też martwe komórkii białka, poch odzące z uszkodzonych w czasie operacji tkanek biorcy.



(i.,i. Odpowiedz organizmu nu wszczep li

Celem biologicznym zapa lenia jest, lokalizacja, i na i •. I * > * *1 eluninnępi toksy-cznego lub uszkadzającego w inny sposób tkanki patogenu poprzez imieczynnienie, resorpcję, izolowanie go tkanką łączną lub w najgorszym razie usunięcie go z organizmu, a następnie regeneracja uszkodzonych tkanek. Proces zapalny jest więc konieczny do zainicjowania procesów regeneracji tkanek i przywrócenia im prawidłowej funkcji . Uraz operacyjny, towarzyszą-cy wszczepieniu implantu, jest krótkotrwałym, ale silnym bodźcem zapalenia. Obecność w ranie operacyjnej ciała mającego działanie toksyczne nakomórki, zakażenia lub substancji uaktywniających procesy odpornościowe

pobudza mechanizmy zapalne i wydłuża czas ich trwania. Od równowagipomiędzy stopniem jednorazowego lub przewlekłego uszkadzania komórek,a procesam i regen eracyjny mi lub repa racyjny mi zależy przebieg tych z lożonych procesów i los implantu.

Reakcja zapa lna jest procesem od bywa jącym się w dwóch fazach I V iwszy okres - faza ostra - zapalenia, trwający od kilku do dziesięcin godzin,przechodzi w sposób płynn y w drugi okres - fazę przewlekłą mogącą 11 wmz różnym nasileniem tygodnie lub miesiące. Szczególnie silnym czynnikiemwyzwalającym reakcje zapalną jest uraz mechaniczny powodujący uszkodzęnie tkanek, martwicę komórek i lokalne uszkodzenie inikrokrązenia. Proceszapalny rozwija się wówczas w ciągu kilku minut. Na nasilenie reakcji w luzieostrej wpływ a więc przede w szystkim rozległość operacji wszczepienia, tranmatyczna technika operacyjna, dodatkowe uszkodzenia tkanek, np. termie/,ne podczas nawiercania kości lub rozległą koagulację naczyń krwionośnych,

obecność w polu operacyjnym substancji mających działanie toksyczne nakomórki albo zakażenie.

Przykładem współistnienia kilku czynników wywołujących procesy zapalne mechanicznego (operac yjnego), termicznego i toksycznego, ze by<wszczepienie polimetakrylanu metylu w formie sarnopolmieryzującego sn,cementu kostnego, stosowanego od ponad trzydziestu lat doend opr otez w kości lub uzu pełn ieni a niewielkich ubytków kostnych Malei udten jest ceniony ze względu na łatwość przygotowania masy p o l i n i e i yzująt e|w czasie operacji i mocne wiązanie innego rodzaju wszczepów z kością. (Idwielu lat spo strz ega no jego niekorzyst ny wpływ m iejscowy i ogólny. P r o c e s

samopolirncryz acji jest egzotermiczny i materiał polimeryz ujący ulega rozgrzan iu do tempera tury 80-90 1 C. Prepolimcr ma też niewielkie m i e j s c o w e

właściwości toksyczne na tkanki, z którymi ma kontakt, |-I8|. Nie do końcajest, wy jaśnion a ogóln a reak cja organizm u n a ten polim er. U części puejen

tów, w krótkim czasie po wprowadzeniu cementu do tkanek, obserwuje sięzespół objawów ("zespół wszczepienia cementu kostnego"), charakteryzująeyeli się gwałtownym obniżeniem ciśnienia tętniczego krwi, zmniejszeniem



(I l t .n l .u i i a l i i o zgo d n o ń ci mat e r i a ł ó w i m p l an t a cy j n y ch

wysycenia krwi tlenem i zaburzeniam i rytm u serca do zatrzyma nia akcjiserca włącznie, prowadzących do śmierci u 0,6%-l% operowanych [69|. Są-dzono, że jest to działanie term iczne lub toksyczne monomeru przedo sta-jącego się do krwi albo wczesna reakcja immunologiczna. Przemawiało zatą hipotezą zmniejszenie intensywności objawów zespołu wszczepienia ce-mentu kos tnego u chorych , k tó rym przed operac ją podawano prepara tyblokujące receptory histaminowe. Postępowanie to jednak nie eliminowałocałkowicie wyżej wymienionych objawów. Inni auto rzy sądzą, że są to raczejskutki podwyższonego ciśnienia w jamie szpikowej kości po w prowadzeniucementu i endoprotezy pod ciśnieniem, wywołujące mikrozatory tłuszczowei gazowe w naczyniach płuc. Jednakże inne obserwacje wykazały, że wpro-wadzanie cementu do kości bez ciśnienia (przez nawiercanie boczne kości lubdrenaż odbarczeniowy) nie wyeliminowało całkowicie tych niebezpiecznychobjawów [69,128|.

Śledząc proces zapalny po wprowadzeniu dowolnego implantu możnadostrzec, że już kilka minut po urazie operacy jnym zo sta ją uaktyw nionepłytki krwi i układ krzepnięcia, aktywacja układu dopełniacza na drodze al-ternatywnej oraz kirtinogeneza. Układ dopełniacza wzbudza produkcję przezgranulocyty i makrofagi l icznych mediatorów zapalenia o silnym działaniurozszerzającym naczynia krwionośne. Wskutek rozszerzenia naczyń krwio-nośnych i wzrostu ich przepuszczalności, w tkankach gromadzi się woda,sole mineralne i białka. Mediatory zapalenia, a także czynniki chemotakty-c z t i c , pobudzają komórki ostrej fazy, jakimi są neutrofile, które gromadzą

się oblicie w przestrzeni pozakomórkowej ogniska zapalnego.Neutrofile są głównymi komórkami w ognisku zapalnym, najwcześniej

i najliczniej występującymi we wczesnej fazie zapalenia, chociaż już w pier-wszej dobie do ogniska zapalnego docierają także monocyty i l imfocyty.Swoistymi substan cjam i uczynniając.ymi je jest białko TN F- a (czynnikmartwicy guza) i prawdopodobnie niektóre cytokiny, które zostają uwol-nione w ognisku zapalnym. Aktywne neutrofile mają zdolność fagoeytozy,t .zn. pochłaniania obcych cząsteczek lub komórek, a także produkują szeregsubstancji pobudzających zapalenie, układ krzepnięcia, enzymy proteolity-c z n e , które między innymi wywołują degradację śródbłonka naczyń, przezktóry mogą dzięki ternu przenikać do tkanek komórki żerne. Przyspieszoneprocesy krzepnięcia wywołują zakrzepy w lokalnych naczyniach krwionoś-nych, co zwiększa obszar niedokrwienia i martwicę komórek. Pobudzo-ne komórki śródbłonka naczyń krwionośnych wytwarzają wolne aktywnemetabolity tlenu, które na poziomie czynników transkrypcyjnych równieżwyzwalają syntezę cytokin zapalnych, a więc również pobudzają reakcjezapalne.



(i..'). Odpowiedz, organiz mu na wszc zep

(lytokiny sty mu lują produkc ję tlenku azotu w ginniiloeylaeh oraz mak rolagach |155|. Pod wpływem cytokin uwalnia się z tkanek aktywator plfi/ininogenu, który inicjuje tworzenie plazm iny odpow iedzialnej za procesy fibrynolizy, a także pobudza neutrofile do dalszej produkcji mediatorów zapalenia,jak TNF-a, czynnik aktywujący płytki i inne.

Pod wpływ em bodźców chemo tak tycznych nap ływ ają makr o fagi do ogniska zapalnego. Komórki te, oprócz zdolności do produkow ania cytokin pro/ajjalnych (1L-1, 1L-8, TNF-a), rozpoznają cząsteczki pozakomórkowe i po

internalizacji po dd aj ą je wewnątrzkomórkowy m zmianom metaboliczn ym.Obecność drobin zew nątrzpochodn ych w strefie mechanicznie uszkodzonychtkanek, a zwłaszcza toksycznych lub drażniących, nasila te procesy.

Pobudzenie neutrofilów i makrofagów wzmaga metabolizm tych koniórek, zwiększa ilość produkowanych przez nie cytokin nasilających procesyzapalne, a także uwalnia enzymy, jak: kolagenazy, elastazy i protenzy Teenzymy również pobudzają kininogenezę, stymulują układ krzepnięć in i powodują rozpad substancji międzykomórkowej śródbłonka miozyn I is/kodzenie tkanki łącznej w ognisku zapalnym następuje; w wyniku działania etizymów proteolitycznych uwalnianych z komórek odczynu zapalnego. Kininyuczynniają w neutrofilach, makrofagacłi i l imfocytach T czynniki I rański ypcyjne, mające wpływ na przejście zapalenia w fazę przewlekłą. Pod wpływem kinin łub też innych sub stancji uwalnianych w ognisku zapalnym zkomórek tucznych, uwalniana jest histamina, wywołująca między innymirozszerzenie naczyń krwionośnych.

W ostatnich latach duże znaczenie dla przebiegu procesów zapalnychprzypisuje się substancji zwanej czynnikiem martwicy guza (TNP o), wylwarzanego przez pobudzone czynnikami zapalnymi rnakrolagi, l imfocyty Ii l imfocyty B, granulocyty, komórki Kupffera, komórki inikrogloju i astrocyty. TNF-a bardzo aktywnie pobudza uwalnianie przez komórki śiódblonka naczyń i limfo cyty inte rleu kinę IL-1, czynn ik pły tkowy (PI Mil ) om ,czynnik aktyw ujący płytk i krwi (PAF), prostaglan dyny i inne siibstanejo odpowied zialne między innymi za procesy krzepnięcia. PAP wywo łujepobudzenie i agregację płytek w naczyniach. 11-1 wytwarzana w inoriocytach, makrofagacłi , l imfocytach T, komórkach śródbłonka, w komórkachLangerhansa, i prawdopodobnie także w innych, wzbudza wytwarzanie kolojnych cytokin, jak: IL-'2, IL-4, 11,-5, IL-G, któro mają zdolność pobudzanialimfocytów P do tworzenia i wydzielania immunoglobulin |I38| . Intorleukina 6 jest uw ażana za jeden z głównych czynników prozapalriyeh, zwłaszcza

w fazie przewlekłej. Uważa sic;, że ilość togo białka w organizmie może byćczułym wskaźnikiem stopnia nasilenia przewlekłego procesu zapalnego, jakimoże towarzyszyć obecności wszczepu |81|.



MM i i H n i l n i i i n IMH /C .OI IIIDŚI I m a t e r i a ł ó w i m p l a n t a e y j n y c l i

W procesach zapalnych następuje współzależność pomiędzy zapaleniem aczynnością ośrodkowego uk ładu nerwowego i układe m wewnątrzwydzielni-ezyrn. Wyzwolenie specyficznej aktywności tych układów następuje praw-dopodobnie wskutek bólu, ale również cytokiny i l imfokiny posiadają zdol-ność bezpośredniego pobudzania centralnego układu nerwowego. Pobudzoneośrodki podwzgórzowe uwalniają hormony tropowe przysadki, które wyzwa-lają. łańcuch reakcji . Uaktywnio ny układ przysadko wo-nadnerczowy wzma-ga. wydzielanie ACTH i endogennych endorfiny oraz enkefaliny, działają-

cych przeciwzapalnie i przeciwbólowo. Pobudzenie układu hormonalnegoprowadzi do uwalniania glikogenu, glukozy, aminokwasów oraz trójglicery-dow [ l| . Pobudzenie układu nerwowego wywołuje również pobudzenie uk-ładu płytkowego i wzmożoną agregację, a także pobudzenie komórek tucz-nych do uwalniania białek - mediatorów zapalenia. Stopień nasilenia proce-su zapalnego, rozległość ogniska zapalnego oraz rozmiar uszkodzeń mecha-nicznych, ma zasadniczy wpływ na obszar martwicy tkanek. Liczba i rozleg-łość nagromadzenia komórek zapalnych wokół wszczepu jest proporcjonalnydo stopnia nasilenia miejscowego procesu zapalnego.

Około 10 godzin po zadziałaniu czynnika uszkadzającego tkanki, rozpo-czyna się w wątrobie produkcja tzw. białek ostrej fazy, które aktywują fa-gocytozę komórek żernych, odpowiedzialnych za usuwanie martwych tka-nek z ogniska zapalnego i toksycznych metabolitów tlenu, jak również po-budzają, wydzielanie cytokin przeciwzapalnych, enzymów proteolitycznychi hamują aktywność niektórych proteaz. Tym samym białka ostrej fazy og-

raniczają zakres uszkadzania tkanek i przyspieszają usuwanie produktówrozpadu białek i komórek. Obecność w tkankach substancji toksycznychlub przedłużone mechaniczne ich uszkadzanie podtrzymuje procesy zapalneomówione wyżej, prowadząc do dalszej destrukcji komórek [4,138|.

Po fazie ostrej następuje stan, w którym procesy zapalenia ulegają po-wolnemu zahamowaniu i rozpoczynają się procesy regeneracji uszkodzonychtkanek, czyli odbudowania ich do pierwotnego stanu lub zastępowania ichtkanką łączną, zwane procesem reparacji . Nie wszystkie tkanki mają zdol-ność*' do regeneracji. Wykazano, że między innymi komórki ścięgien (teno-cyt.y) i mięśni nie mają zdolności regeneracji i wszelkie ubytki zastępowanesą tkanką łączną. Także zbyt rozległe mechaniczne lub zapalne zniszczeniet kanki zdolnej do regeneracji , może nie ulec regeneracji i zostanie ona za-stąpiona tkanką łączną bliznowatą. W ciągu kilku dni po urazie liczba gra-uulocytów i l imfocytów w ognisku zapalnym systematycznie zmniejsza się,

a zwiększa się liczba monocytów i f ibroblastów. Zmniejszenie dynamiki wy-krzepiania w drobnych naczyniach powod uje, że procesy fibrynolizy i arigio-genezy ma ją przewagę. Po wstałe zakrzepy w naczyniach włosowatych ule-



I i . . ' ( . O d p o w i e d z o r g i i , l i i / , l l i u t ł u w s z c z e p II,'I

gają rozpuszczeniu. Tworzą się n o w e naczynia k r w i o n o ś n e , k l n i e zaczyna ją1 >y< • widoczno już w czw arty III dniu po urazie Nowe naczynia umo żliwiająmigrację fibroblastów, któro po osadzeniu się podlegają różnicowaniu niorlologicznemu i czynnościowemu, a także r e g e n e r a c j ę komórek właściwych d l a

danej tkanki. Procesy regeneracji tkanek otaczających wszczep i ich reakcjabędą się różnić zależnie od rodzaju tkanki i materiału wszczepionego. Szybkość przebiegu tych procesów zależy od stopnia uriaczynicnia i szybkościregeneracji charakterystycznej dla danej tkanki.

Do tej pory nie jest całkowicie wyjaśnione zagadnienie m echanizmu usz-kadzania tkanek przez sam proces zapalny, bez udziału innych czynników.Toksyny, enzymy proteolityczne uwalniane z napływających do ognisk zapalnych komórek, aktywne związki t lenu powst ające w ognisku za palnym ,niektóre cytokin y i meta bolity rozpadu białek są z pewnością w części odpowiedzialne za destrukcję tkanek objętych zapaleniem.

Istotny m warunkie m prawidłowego wgaj ania się wszczepu jesl |ego lupośredni kontakt z tkankami biorczymi. Brak bezpośredniego kontaktu powierzchni wszczepu z tkanką przez niedopasowanie jogo wielkości i kszlaltu do ubytku tkanek, lub zbyt rozległe zniszczenie tkanki w sąsiedztwiewszczepu przez nasilony proces zapalny spowoduje, że utworzy się "pusta"przestrzeń pom iędzy wszczepem i tkankami. P rzestrzeń tę wypełni tkauka ziarninowa, w którą szybciej będą wrastać fibroblasty i tworzyć tkankęłączną, niż komórki swoiste dla tkanki właściwej. Wytworzy się wówczasrodzaj torebki łącznotkankowej otaczającej wszczep, izolującej i łączącej

obydwie stru ktu ry w sposób elastyczny. Grub a warstwa tkanki łącznej otnczającej wszczep ma szczególnie niekorzystno znaczenie d la wszczepów kosinych, dla których istotne znaczenie czynnościowe ma bezpośrednie i mocnipołączenie z kością.

B a d a n i a in nitro dotyczące przylegania komórek osteoblastów do powierzchni wszczepu, w hodowli komórkowej, wskazują na stopień biozgodności materiału jak też na trwałość połącźenia wszczepu z kością I 'owici /< linie polerowane są mniej korzystne. Przyleganie komórek osteoblastów dowszczepów można zwiększyć jjrzez obecność białek na powierzchni iinplantów. Węgiel, będący chemicznie obojętny, nie wywołuje późnego odczynuzapalnego, ale stopień przylegania komórek do jego powierzchni jest równieniski jak do powierzchni wszczepów polerowanych |59,87|.

6 . 3 . 2 . O d c z y n y p ó ź n o

Od 4 do (i dnia trwania procesu zapalnego, wywołanego urazem cliirurgicznym, bez pobudzania go czynnikami toksycznymi lub reakcjami ininiu



•171) l> l l a i l . u i l i i l i j i )/ |; i )( l n i )f t i i m a t e r i a ł ó w i m p l a n t i i c y j n y c h

nologicznymi, rozpoczyna się okres anaboliczny. W tym okresie zmniejszasię w ognisku zapalnym liczba neutrofili, a zwiększa się liczba limfocytów Ti monocytów, następuje intensywny rozwój sieci naczyń włosowatych i nam-nażanie fibroblastów [76| .

Jeżeli w tym czasie nie nastąpi wyeliminowanie wszystkich czynnikówzapalenia, faza ostra zapalenia przechodzi w przewlekłą. Od równowagi mię-dzy dalszym napływem komórek biorących udział w zapaleniu i postępu-j ą c e j destrukcji tkanek, a usuwaniem przez makrofagi obumarłych komórek

będzie zależeć, czy proces zapalny będzie wygasał, nasili się, czy przejdzie wstan przewlekły. Inaczej ujmując, przedłużone działanie czynników toksy-cznych lub innych, np. reakcji alergicznych, będzie podtrzymywać proceszapalny. Stwierdzono, że zbyt duża ilość obcych cząsteczek, nawet "obo-jętnych" dla tkanki, powoduje pochłanianie przez granulocyty nadmiernejich liczby i zjawisko tzw. "zwracania w trakcie spożywania" (regurgitationduring feeding) związane z uwalnianiem enzymów proteolitycznych i dalsządes t rukc ją tkanek . Podobne z jawisko wys tępuje , k iedy neu t rof i le od na j du j ązbyt duże cząsteczki aby je pochłonąć. Następuje wówczas zjawisko "darem-nej fagoeytozy" (frustratet phagocytosis), w którym dochodzi do uwalnianiaenzymów proteolitycznych i toksycznych substancji poza komórkę. Uwol-nione enzymy proteolityczne niszczą zewnątrzkomórkową macierz tkanek,a przede wszystk im elasty nę, proteoglikany , kolagen i glikop roteiny [156].laki stan ma również miejsce wówczas, kiedy następuje mechaniczne ście-mnię się powierzchni wszczepów w sztucznych stawach. Obecność drob-

nych cząstek wszczepu w tkankach wokół wszczepu uaktywnia makrofagitkankowe i wyzwala całą kaskadę zjawisk przewlekłego procesu zapalnego,prowadzącego do resorpcji kości, obluzowania protezy lub nawet do odrzuce-nia wszczepu.

Pierwsi zwrócili uwagę na ten mech anizm osteolizy i obluzowania protezWillert i Semlitsch w 1977 roku [147]. Dla wywołania tej reakcji ma znacze-nie rodzaj materiału, wielkość i kształt cząstek. Uaktywnienie makrofagówmoże wywołać również reakcje systemowe. Makrofagi, jak wyżej omówiono,mają zdolność produkcji wielu różnych cytokin i mediatorów zapalenia.I Iwalniana przez te komórki cytokina 1L-1 określana jest jako "czynnik ak-tywujący osteoklasty" i inne czynniki (TNF-a, TGF i IL-6) mogą wprostuaktywniać enzymy resorbujące kość lub bezpośrednio degradować tkankękostną (kolagenaza, proteinaza) [2,33,46,85,139,141], W badaniach ekspery-mentalnych wykazano, że cechy chemiczne cząstek mają większe znaczeniedla stopnia resorpcji kości niż ich wielkość. Stwierdzono na przykład, że

makrofag i w kontakc ie z cząs tkami po l imety lmetakry la tu p rod ukują T NF -<v, ale nie uwalniają 1L-1 i P(!lv-2, co może świadczyć o koniecznym współ-



( i . , '}. Odpowiedź organizmu nu wszczep I V I

dzi ałan iu ich z innymi kom órkam i w procesie degindiu |l kości W b adaniach doświadczalnych na zwierzętach, w których zastosowano trzy rodzajewielkości cząstek wykazano, że makrofagi fagoeytują i transportują cząstkipoli met ylm etak ryla nu o średnic y 1,4 //. i (i, I //. do śledziony, a także odmijdow ano je w wątrobie i w trzustc e. C ząstki w ielkości 12,5/t w większościodnajdywano w tkankach otaczających wszczep, gdzie wywoływały silniejszy odczyn miejscowy w porównaniu do cząstek mniejszych |33,85| .

Interesujące są wyniki badań morfologicznych tkanek pacjentów reope

rowanych z powodu obluzow ania się panewek polietylenowych stawu biodrowego, w okresie 3-7 lat po wszczepieniu. Zarówno w kości jak i w tkankachmiękkich wokół panewki, znajdowano liczne cząstki polietylenu wielkości0,5/zm 2 - 237 / im 2 , nacieki komórek zapalnych i stwierdzono osteolizę. (!/,ąstki rzędu 0,5/im 2 - 43 / im 2 znajdowano wewnątrz makrofagów, a większew przestrzeni międzykomórkowej. Tylko nieliczne duże cząsteczki odlinjdowano w wielojądrzastych komórkach typu "ciała obcego". Nie prowadzono badań w kierunku obecności cząstek polietylenu w tkankach odlećłych od miejsca implantacji lub narządach człowieka (50| . Obeenośc diohinobcego materiału w tkankach wywołuje stan zapalny, prowadzimy do oddzielenia wszczepu od tkanek, a małe cząstki przenoszone przez komórkido śledziony i innych tkanek limfatycznych mogą wywołać ogólrioustrojowąodpowiedź immunologiczną [57]. Badania histochemiezne tkanek, niajijcyclikontakt z panewką polietylenową, wykazały obecność w nich wielojądrzastych komórek olbrzymich, zawierających drobiny polietylenu, duże nagro

uradzenie proteinaz i cytokin stymulujących osteoklasty do resorpcji kości [104,151]. Wydaje się, że również wysoce biozgodne materiały, jak węglowelub polikwas glikolowy, mogą wywoływać' odczyn zapalny przez obecność wtkankach drobin tych materiałów. Kwas glikolowy jest, związkiem występującym w ludzkim organiźmie i teoretycznie powinien być w pełni obojętnyW badaniach eksperymentalnych wykazano, że polikwas glikolowy wyzwalaaktywację i migrację komórek zapalnych, zwłaszcza limfocytów i pobud.asyntezę interleukiny IL-2 [108].

Metale są materiałami, które najwcześniej wykorzystano do produkcjiróżnego rodzaju wszczepów. Środowisko żywych tkanek jest. silnie korozyjneObecność wysokiego stężenia jonów Na, Cl , IlCOa i innych sprzyja wyrnianom jonów pomiędzy wszczepem a tkankami oraz tworzeniu się rozmaitychzwiązków chemicznych i kompleksów metali z białk ami. Stopień biot,oleumcji metali jest nadal mało zadowalający. Tworzenie na powierzchni implau

tów powierzchni pasywnych, bądź pokrywanie ich powierzchni materiałamiodpornymi na korozję, np. węglem, znacznie zwiększyło biotoleraneję metali, ale riie wyeliminowało całkowicie procesów elektrochemicznych. Wursl,



172 li Hmlniiiii I >i( »/j»(i X11 u JŚI i i i ii i t iT in I ńw i inp lan t i i cy jny e l i

wy ochronne ulegają uszkodzeniu mechanicznemu podczas wszczepiania lubczynności wszczepu albo w wyniku reakeji chemicznych. Większość wszcze-pów metalowych wytwarzana jest ze stopów zawierających nikiel, chrom,molibden, kobalt . Niektóre stopy wytwarzane do produkcji wszczepów, za-wierają również niewielkie ilości aluminium i wanadu. Również tytan częś-ciej stosowany jest obecnie w postaci stopów zawierających niewielkie ilościaluminium, żelaza albo wanadu.

W wyniku korozji , zwłaszcza ciernej, w tkankach otaczających wszczep

metalowy gromadzą się tlenki metali , różnego rodzaju połączenia metali zbiałkami, a także połączenia z grupami m.in. karboksylowymi, fosforanowy-mi i sulfhydrylowy mi. Oprócz działa nia miejscowego w postaci uszk adzaniabłon komórkowych, dezaktywacji enzymów, aktywacji mediatorów zapale-nia,, kompleksy jonów metali z białkami mogą również wyzwalać reakcje im-munologiczne.

Wiadomym jest, że chrom trójwartościowy jest niezbędny w organizmieczłowieka do prawidłowego metabolizmu glukozy, a także niektórych białeki lipidów. Natomiast związki chromu sześciowartościowego stanowią jednąz częstszych przyczyn alergii kontaktowej. Nikiel wywołuje zaburzenie syn-tezy DNA. Związki wanadu, a zwłaszcza jego tlenki, są wysoce toksycznedla żywych tkanek. Powodując uszkodzenie makrofagów zmniejszają ogólnąodporność organizmu. Wanad jest także inhibitorem wielu procesów enzy-matycznych. Niewielkie ilości wanadu zawarte są w niektórych stopach wy-korzystywanych do produkcji endoprotez. Zjawisko uwalniania jonów metali

/ , wszczepów metalicznych jest znane, ale ich wpływ na organizm jest małowyjaśniony. Niektóre ba dani a kliniczne wykazują, że w przypadk ach wszcze-pów zawierających tytan, wanad i aluminium poziom tych metali we krwinie wzrasta nawet w okresie kilku lat po wszczepieniu [116]. Inne badaniachorych, którym dokonywano wymiany protezy stawu biodrowego z powoduobluzowania, wykazywały podwyższenie poziomu jonów chromu i kobaltu wsurowicy krwi oraz obniżenie liczby leukocytów i limfocytów w krwi obwo-dowej 1109|. Ilość atomów metali uwalnianych z wszczepu jest na ogół zbytmała aby wywołać dostrzegalny wpływ toksyczny na odległe narządy, alenawet śladowa ilość może wywołać reakcje alergiczne [71]. Zwiększona za-chorowalność na nowotwory u pracowników mających kontakt z rudą lubzwiązkami chemicznym i, zaw ierającymi chrom lu b nikiel, wynika z dużej ek-s p o z y c j i na to metale. Nie potwierdzono jednak częstszego rozwoju nowot-worów u pacjentów z wszczepami zawierającymi te pierwiastki |16,64| .

Spośród metali nikiel, chrom i kobalt są najcz ęstszą przyczyną alergii .Ocenia się, że alergia na związki niklu występuje u 15-20% populacji, nazwiązki kobaltu do 13%, a na związki chromu około 5%. Należy podkreś-



(). .'( . O dpo wied z orga nizm u nu wszczep

lir, że jest, to przede wszystkim alergio kontaktowa, zaliczana do reakcjikomórkowych, tzw. typ IV alergii [103|. Główne znaczenia w wywoływaniujej ma bezpośredni kontakt skóry lub błon śluzowych z tymi metalami wpostaci ozdób, narzędzi lub podczas obróbki mechanicznej 110,711. Skórabędąca narządem ochronnym dla całego organizmu, ma szczególnie reprezentowany układ immunologiczny. Atomy lub związki metali po wniknięciudo skóry i połączeniu się z białkiem nośnikowym tworzą pełen alergen, którywyw ołuje ogól rioust roj owe r eakcje immu nologicz ne. Nie obs erw uje sic; takczęstej alergizacji po kontakcie metali z innymi tkankami lub narządami.

Nieliczne badania wskazują jednak na możliwość rozwinięcia sic; alergiina tytan, kobalt , chrom lub nikiel u ludzi po wszczepieniu sztucznych stawów z tytanu lub stopów metali, którzy wcześniej nie byli uczuleni. W ciąguroku po wszczepieniu endoprotez u 37% pacjentów rozwijała su; p o t w i e r d / o

na testami nadwrażliwość na co najmniej jeden metal obecny w t o p i e nictylko u 5% ujawniała się objawami klinicznymi |79| .

Na uwagę zasługują badania testów alergicznych na m ę t n i e u puc |cntów mający ch wszczepy metalowe zespalające kości, n których p r/ c li d /ono proces gojenia się złamań. Nie wykazano różnicy w gojeniu się zimnania kości między grupą z dodatnimi i grupą z ujemnymi skórnymi testamialergicznymi. Nie stwierdzono też narastania wielkości odczynów skórnychtestów płatkowych, u chorych z potwierdzoną alergią na metale w czasieobecności wszczepu. Tylko w jednym przyp adku obserwowano wtórn ą aleigizację po implantacji wszczepu metalowego ze stopu Vitalium. U tego

chorego, pomimo dodatnich testów alergicznych na nikiel, zrost odłamówkostnych przebiegł prawidłowo |71| . Autorzy doniesienia konkludują na podstawie własnych badań, że ryzyko wtórnej alergizacji na wszczepy metalowedo kości jest minimalne, a także małe jest ryzyko powikłali zrostu kościzwiąza ne z nadw rażliwością typu późneg o na met ale. Nie maj ą więc u/nsadnienia badania w kierunku alergii na metale osób, przed planowanymwszczepieniem implantu metalowego. Wydaje się równie/. , ze wspólc/e nebio ma ter iały metalo we rzad ziej wyw ołują alergię |2-1,7I |.

Obserwowano chorą z alergią kontaktową na metale. Przypadek dołyczył cztern astolet niej dziewczynki, k tórej pomim o trwającej ' ,o od wielu laluczulenia na nikiel i chrom zespolono odłamy kości ramiourioj płyt ą < ) S T P ( )Z wywiadu wynikało, że dziecko jest, uczulone na metal i z tego powodu niemoże nosić zegarka ani ozdób metalowych. Podczas usuwania wszczepu zpowodu łtraku zrostu o kazało się, że w miejscu konta ktu płyty metalowej z

kością, połowa o b w o d u kości rarnienriej, na długości płyty, uległa resorpcji.Testy alergiczne płatkowe z solami metali niklu, chromu i kobaltu wykazaływybitnie d odał nią reakcję na nikiel i chrom (bada nia własne).



17-1 i i I I n i l i ii i i i t I > in / | ;o < l i i o 6r i m a t e r i a ł ó w i u i p l a n t a c y j n y c l i

Tworzywa polimerowe znajdują szerokie zastosowanie jako wszczepy cza-sowe lub trwale, ze względu na łatwość formowania i małą reaktywnośćchemiczną |149|. Z toksykologicznego punktu widzenia największe znaczeniemają monomery, substancje wyjściowe i substancje pomocnicze stosowanedo ich wyrobu, jak: napełniacze, plastyfikatory, stabilizatory, rozpuszczal-niki i antystatyki. Nawet resztkowe pozostałości tych substancji mogą byćtoksyczne. W takim przypadku, badaniem cytotoksyczności i miejscowejodezynowości, eliminuje się materiał przed wprowadzeniem ich do praktykiklinicznej.

Rzadziej wykonuje się u ludzi badanie reakcji na wszczep po dłuższymokresie, po implantacji . Metakrylan metylu, tworzywo stosowane od dawnai jedno z lepiej poznanych pod względem biozgodności, jak już wyżej w spom-niano, może wywoływać u człowieka miejscowe i ogólne odczyny. Podanydootrzewnowo szczurom w dawce 100 mg wykazał działanie embriotoksycz-ne i teratogenne. U pracowników narażonych na pary metakrylanu metyluobserwowano nadmierną pobudliwość nerwową, zmęczenie, senność, obni-żenie ciśnienia tętniczego krwi, brak łaknienia i zaburzenia czynnościowewątroby [50,62).

W ostatnich latach wiele dyskusji i badań naukowych dotyczyło wpływuwszczepów silikonowych piersi , na odczyn miejscowy tkanek i zaburzeniew odległych narządach . Stwierdzono, że obecność wszczepów silikonowychpiersi, wywołuje u niektórych kobiet zaburzenia czynności układu nerwo-w e g o , choroby alergiczne dróg oddechowych, zaostrzenie choroby reumaty-

c z n e j i bolesny przerost tkanki łącznej wokół wszczepu. U tych pacjentektwierdzono we krwi obecność swoistych przeciwciał przeciw silikonowi. Na

podstaw ie wielu wykonanych bada ń i obserwacji klinicznych autor zy docho-dzą zgodnie do wniosku, że zarówno późne miejscowe odczyny w postaci"stwardnienia" tkanek wokół wszczepu silikonowego, jak również zaburzeniaogólnoustrojowe są wynikiem reakcji immunologicznych [21, 35, 146].

Reakcje układu krwionośnego na wszczepy mające bezpośredni kontaktz krwią omówiono w rozdziale 6.1.

0 . 1 . R e g u l a c j e p r a w n e i a s p e k t y e t y c z n e w b a d a n i a c hn a z w i e r z ę t a c h

W o c e n i e biozgodności wyrobów m edycznych, szczególnie biomateriałó w im-planlowalnych, przeprowadzanie kolejnych etapów tej oceny w przypadku

uzyskiwania pozytywnych rezultatów, doprowadza w końcowym etapie dokonieczności wykonania doświadczeń lub testów z wykorzystaniem żywychzwierząt.



Ii -l. Kegiilacje prawili: i aspekty etyczne w I M U I I I I I I I K Inni ••« li » t ->• li

11 krajów europejskich, wchodzących w skład Unii, podpisało w sierpniu1986 r., w Sztrashurgu konwencje ds. ochrony zwierząt kręgowych, używanych w doświadcz eniu lub innych poczy naniac h naukow ych. 'Tekst tej konwencji z pewnymi zmianami przyjęty został przez Iładę Ku ropy w listopa-dzie tego samego roku, jako obowiązująca dyrektywa nr 80/906/EEC, rogulująca szczegółowo używanie żywych zwierząt do eksperymentów i testów,Niektóre z zapisów tej dyrektywy zostały też wprowadzono do wymagańnormatywnych. Wspominana tu już wielokrotnie norma ISO 10993 zawieraarkusz nr 2: Animal Welfare Reąuirernents - wymagania dotyczące dobrostanu zwierząt.

W Polsce obowiązuje ustawa o ochronie zwierząt uchwalona 21 sierpniu1997r. , znowelizowana w czerwcu 2002r. Rozdział 9 tej ustawy: "Procedurydoświadczalne z użyciem zwierząt", zawiera 5 artykułów (numery od 28 do32 włącznie). W zgodzie z zapisami tej ustawy, w oparciu o r e k o n i e u d a o | e

Komitetu Badań Naukowych, wydane zostało rozporządzenie Pady Ministrów z dnia 17 listopada 1999r. , w sprawie wykazu placówek, w któiychdopuszcza się przeprow adzanie ek sperymentó w i testów na żywych z w i e r z e

tach. Lista ta obejmuje 85 różnego rodzaju placówek, w tym uczelnie wyzszci instytuty podlegające PAN, a także resortowo jednostki badawcze.

Na podstawie zapisów tej samej ustawy, wydane zostało rozporządzenieRady Ministrów z dnia 21 kwietnia 1999 roku, w sprawie Krajowej KomisjiEtycznej do Spraw Doświadczeń na Zwierzętach, oraz lokalnych komisji etycznych do spraw doświadczeń na zwierzętach. Korzystając z zapisów l.ego

rozporządzenia przewodniczący KBN powołał 15-osobową Krajową Komisji;Etyczną do Spraw Doświadczeń na Zwierzętach, która rozpoczęła praco wewrześniu 1999r. W czerwcu 2000 roku, Komisja Krajowa ustaliła składy osobowe i zasięgi działania 17 komisji lokalnych na terenie całego kra ju Wewrześniu 2000 roku Komisja Krajowa zatwierdziła formularze dwóch podstawowych wniosków, jakie należy wypełnić zwra cając się o opinię wykonania badań czy eksperymentów na zwierzętach. Ustalono tez zostały pod lawowe zasady rozpatrywania tych wniosków i wydawania o p i n i i o d o p u s / e z a l

ności wykonywania testów oraz badań na zwierzętach lub ich wykorzystaniado celów dy daktycz nych. .Jak na razie, wyżej wymieniono akty p o z o s t a j ą jodynymi regulacjami prawnymi, obowiązującymi w zakresie szeroko pojętychbadań doświadczalnych na zwierzętach.

. Komisja Krajowa wyraźnie rozróżnia dwa pojęcia: "test" i "doświadozonie". Przez tost należy rozumieć poddanie zwierzęcia działaniu czynni

ka wyłącznie dla celów praktycznych, jak to określono, "pozanaukowych"'Ib zalicza się więc wszystkie badania gotowych produktów kosmetycznychI)oświadezonio zdefiniowano jest. jako działanie podejmowano w celach nuu



i i l l in l i in i i i l i ii i /. | ', i ) (| ii i )ś> i i i i i i l iT in ló w implan t aey jnyc l i

kowyclt. W oparciu o ten podział przygotowane zostały dwa wzory formu-larzy przy ubieganiu się o zgodę na wykonywanie doświadczeń lub testów.

Komisja Krajowa wprowadziła też zdecydowany podział testów i doś-wiadczeni wykonywanych na zwierzętach, na 5 grup procedur o różnych sto-pniach inwazyjności. Najwyższy stopień inwazyjności określony został jako"X" i obe jmu je ort procedu ry niedopuszczalne, tak ie na przykład jak unieru-chamianie zwierząt bez znieczulenia czy też doprowadzanie do śmierci przezgłodzenie lub podawanie trucizn. Szczególnie trzeba też zwrócić uwagę nalaki., że uśmiercenie zwierzęcia dopuszczalnymi sposobami zaliczone zostałodo procedur mniej inwazyjnych o stopniu 2, podczas gdy drobne zabiegichirurgiczne, przeprowadzane w znieczuleniu uznano za procedury o 3 stop-niu inwazyjności. Ma to swoje uzasadnienie w szczególności do zwierząt owyższym poziome organizacji centralnego systemu nerwowego (ssaki, pta-ki) . Jednocześnie podkreślić trzeba, że humanitarne uśmiercenie zwierzęciajest, jednym z warunków dopuszczalności przeprowadzenia wielu doświad-czeń. Mające zasadnicze znaczenie dla oceny wielu biomateriałów badaniaimplantacyjne, jako wymagające przeprowadzenia różnego typu zabiegówchirurgicznych, zaliczyć trzeba oczywiście do procedur o 3 stopniu inwa-zyjności.

Artykuł 32 Ustawy o ochronie zwierząt przewiduje, że Rada Ministróww drodze rozporządzenia ma określić:

warunki oraz try b wydawania i cofania uprawnień do wykonyw ania

doświadczeń na zwierzętach oraz kwalifikacje osób kierujących doś-wiadczeniami;

szczegółowe warunki przeprowadzania doświadczeń na zwierzętachoraz sposób i tryb ich kontrolowania,

warunki bytowe w hodowlach zwierząt laboratoryjnych i zwierzętar-niach.

Praco nad przygotowaniem projektów tych rozporządzeń prowadzone są wKomisji Kra jowej i zostaną w krótce zakończone. Jakiekolwiek są i będą ofic-j a l n e regulacje prawne, nie zwalnia to badaczy i naukowców od obowiązkuetycznego prow adzenia b adań , w szczególności etycznego postępow ania zezwierzętami. Etycznego postępowania ze zwierzętami, które poddawane sądoświadczeniom i tostom, rtie da się zadekretować żadnym przepisem czy in-nym choćby najsroższym paragrafem. Każdy badacz, wykonujący ekspery-ment na żywym zwierzęciu jest moralnie odpowiedzialny za całość takiego

doświadczenia. Odp owiedzialność ta rozpoczyna się jeszcze przed sam ymprzystąpieniem do wykonania zaplanowanych procedur i rozciąga się nawet



l i i . l i . cgulwji ' prawiic i a . sprkly e tycz ne w l i iula i i la i l ina /wh i • l ini i

na warunki bytowe zwierząt w ich pomieszczeniach, na właściwe przeszkolęnie perso nelu obsług i i nadz ór nad czynnościami jakie przy zwierzętach persoriel ten wykonuje. Odpowiedzialność badacza dotyczy w tym samy stopniurównież okresu po wykonaniu eksperymentu, gdyż nie wszystkie badaniamuszą się kończyć śmiercią zwierzęcia.

Na szerszą skalę losem zwierząt doświadczalnych zainteresowali się dwajbryty jscy badacze: zoolog W.M .Russell i mikrobiolog R.L.Burch dopierow drugiej polowie lat pięćdziesiątych. W wydanej w 1959 roku książce The

Principles of Humań Experimental Techniąues wyłożyli oni, znaną dziśpowszechnie zasadę 3R. Odnosi się ona do planowania badań na zwierzętach ze szczególnym uwzględnieniem: zastępowania metodami rn miro (nplaeement), zmniejszaniu liczby zwierząt poddawanych eksperymentowi (!••duction) oraz doskonaleniu metod badawczych na takie, które powodują mniejsze cierpienia zwierząt (refinement). Najłatwiejsza do wpiownd/enia w życie stał a się zasa da "reduk cji". Na stąp iło to dzięki pow: i i lnn uiuwprowadzeniu k ompu terów i wielu nowych metod statystycznych W di i i i 'ie |kolejności zaakceptow ano zasad ę "zastępowania" (replacenicul), co le/ wiązane było z postępem technicznym i nowymi możliwościami badawczymiktóre w ogóle pozwalały na wykluczenie z metod yki badawczej żywych zwierząt. Najtrudniejsza do wdrożenia okazała się zasada trzecia, określana z,angielska jako "refinement", a sprowadzająca się do solidnego, wstępnegozaplano wania b ada ń, tak aby maks ymalnie zredukować cierpienie i stres uzwierząt doświadczalnych.

W 1999 roku J.A.Davis zaproponował podejście do badań na, zwierzętach w zastosowaniem zasady 3A. Dzieli on badania na dwie zasadniczelazy: planowania i wykonania. W fazie pierwszej za najważniejsze uzunjiodpowiednie podejście (ang. Aj)proach) do problemu. < )dpowieilnio wy branepodejście skutk uje w fazie drugiej - wykonawczej, gdzie jest sukce y wuic nnniane (ang. Assess) i dostosowyw ane (ang. Ad just) do badań będących juzw toku. Autor kładzie szczególny nacisk na prawidłowe i bardzo szczegółowiprowadzenie dokumentacji z przeprowadzanych eksperymentów i wykonywanie etapowych raportów. Nie można, zdaniem autora zasad 3A. prze. enntej z pozoru żmudnej i uciążliwej pracy d okum entac yjnej, gdy z to w ł a ś n i e

analiza tych danych pozwala nie tylko na zmniejszenie ilości zwierząt w cleperymencie, ale także na ograniczenie procedur powodujących ból lub dużydyskomfor t .

Zasada 311 stała się podstawą do poszukiwania innych sposobów badań,

które dziś powszechnie znane są jako metody alternatywne. Od pierwszegoogłoszenia z asady Russe lla i Ihircłia upłyn ęło już ponad 10 lat i pom imo tonie udało się całkowicie wyeliminować wykorzystywania zwierząt w bada



•17H ii I i iul imii i l iio/giHliuińi i mate ria łów impl antac yjny cl i

niach biomedycznych. Choć w wielu wypadkach stosowanie zasady 3R do-prowadziło do efektywnego zmniejszenia użycia zwierząt w eksperymentach,to jednak nadal po zos taj ą takie dziedziny, w których bez przeprowadze niabadań ria zwierzętach o bejść się nie można. Takie badania obejm uje właśniebiologiczna ocena wyrobów medycznych, a w szczególności w zakresie doty-czącym oceny wyrobów przeznaczonych do wprowadzenia na stałe do wnę-trza organizmu ludzkiego. Ocena taka wymaga przeprowadzenia badań im-plantacyjnych, które mogą jedynie być wykonane na żyjących zwierzętach.

W l ej dziedzinie badań - jak na razie - metody alternatywne nie istnieją. Jed-nak zasad 3R oraz 3A nie należy absolutnie odrzucać ani też bagatelizować.Mają one za zadanie zwrócić uwagę eksperymentatorów i badaczy na stałąkonieczność takiego podejścia do badań, najchętniej już w fazie planowa-nia, które eliminowałoby dyskomfort i ból zadawany zwierzętom w takimstopniu, jak to jest tylko aktualnie możliwe (117).

0 . 5 . B a d a n i a k l i n i c z n e

Światowe Stowarzyszenie Medyczne (World Medical Association) przyjęło"Deklarację Helsińską" w czerwcu 1964r. Zawarto w niej zalecenia w odnie-sieniu do badań biomedycznych obejmujących ludzi. Początkowa wersja De-klaracji została uzupełniona w latach: 1975 (Tokio), 1983 (Wenecja), 1989(llong Kong) i 1996 (RPA).

(. 'cleni badań biomedycznych obejmujących ludzi jest ulepszenie proce-

dur diagnostycznych, terapeutycznych i profilaktycznych, a także zrozumie-nie etiologii i patogenezy chorób. Nawet obecnie większość tych procedurzawiera w sobie elementy ryzyka.

I ' rzed przystąpieniem do badań biomedycznych, należy wziąć pod uwa-gę różnice pomiędzy badaniami medycznymi, które mają znaczenie diagno-s tyczne lub te rapeu tyczne d la pac jen ta , a badan iami medycznymi , k tó rychelekt poz ostaj e jedynie nauko wym osiągnięciem, bez wpływu n a postępo -wanie diagnostyczne czy terapeutyczne w stosunku do pacjenta, który bylobiektem takich badań.

Padania biomedyczne, obejmujące ludzi, muszą być przeprowadzane zgod-nte z Deklaracją Praw Pacjenta, przyjętą przez Światowe StowarzyszenieM e d y c z n e w 1 9 8 1 roku na spotkaniu w Lizbonie. Dotyczą one:

prawa do opieki medycznej;

prawa do wolnego wyboru szpitala i lekarza;prawa do podejmowania ostatecznych decyzji dotyczących własnejosoby;



( i . 5 . U t u l a n i u k l i n i c z n c 171)

[)<)8 tępo wari i;i z p ac jen tem nie prz yto mn ym ;

pos tępow a nia z pa c je n te m ube z w ła s now oln ionym lul> c horym ps ychi

cznie ;

pra w o do in forma c j i ;

p r a w o do pryw a tnośc i .

P la now a nie ba da ń k l in ic z nyc h w yrobów me dyc z nyc h pow inno być poprz e -dz one prz e g ląde m l i t e r a tury , k tóre go c e le m je s t :

oc e na , c z y da ne k l in ic z ne dos tępne w l i t e r a turz e s ą w ys ta r c z a jąc e a byw yka z a ć be z pie c z e ńs tw o s tos ow a nia i p r a w id łow ość dz ia ła n ia ba da nego wyrobu medycznego, bez konieczności podjęc ia spec ja lnie zapln.now a nyc h ba da ń k l in ic z nyc h;

w ykona nie pro je k tu P la nu Ba da ń K l in icz nyc h , umożl iw ia jąc e go u . \s ka n ie da nyc h , k tó re w połąc z e niu z da nym i z l it e r a tury do i . lnu iinformacji o bezpieczeństwie kl inicznego s tosowania wyrobu i n e d y i

ne go .

Wa runk ie m roz poc z ęc ia ba da ń k l inic z nych j e s t uz ys ka nia z gody komis j i b ioe tycznej lub innego właściwego organu, oraz spe łnienia innych warunkówwymaganych p>rzepisarni prawa.

Ba da nia k l in ic z ne pow inny być t a k pro je k tow a ne , a by można by ło oc enić c z y w yrób n a da je s ię do w s ka z a nyc h c e lów , w s pos ób z a pe w nia jąc y u /y

skanie wyników o znaczącej wartości kl inicznej i naukowej , potwierdza jącyz a łoże nia p la nu ba da ń k l in ic z nyc h .

Plan Badań Klinicznych - dokument , bez którego r i ie można przys tąpić doba da ń , pow in ie n z a w ie ra ć :

ty tu ł i da ne ide n tyf ika c y jne ;

da ne o os oba c h prow a dz ąc yc h ba da nia i ośrodku ba da jąc ym;

dane o sponsorze (osobie - f i rmie z leca jące j) ;

- z god ę os ób podd a nyc h ba da n iu ;

sposób zadośćuczynienia f inansowego w raz ie powstania skutków niepożąda nyc h;

szczegółowy opis i dane identyf ikacyjne wyrobu medycznego, którybędz ie oc e n ia ny;

uzasa dnien ie podjęc ia bada ń kl inicznych ze szczególnym uwzględnięnicm przeglądu l i te ra tury, badań iii vit.ro i bad ań przed klinicznych naz w ie rz ę ta c h ;



180 ii lim III I nu liiozgoilnosci liuiliTiulów iinpliiiit.iu yjiiyi.il

colo jakie mają być osiągnięte przez badanie;

projekt badań klinicznych;

rozważania s ta tys tyczne ;

Badania kliniczne powinny zostać zakończone sprawozdaniem. Dokumentten musi spełniać wszystkie założenia przedstawione w planie badań klini-cznych, czyli sprawozdanie z przeprowadzenia badania klinicznego jednegowyrobu medycznego na każdej osobie oddzielnie [158].

6 . 6. N o w e b i o m a t e r i a ł y i n o w e b a d a n i a

Bardzo duże wymagania stawiane wszczepom, stwarzają potrzebę stałegopogłębiania wiedzy o ich właściwościach. Należy jednak podkreślić, że do-piero w praktyce klinicznej można w pełni ocenić dany materiał lub wyrób,nierzadko dopiero po kilkunastu, a nawet kilkudziesięciu latach. Wedługobecnie przyjętych standardów, materiały przeznaczone na wszczepy powin-ny charakteryzować się szeregiem następujących właściwości: stabilnościąfizyczną, czystością chemiczną, określonym składem fazowym, stabilnoś-cią chemiczną w środowisku żywego organizmu lub brakiem toksycznościewentualnych p roduk tów degradacji , dobrą ada pta cją w organizmie, bra-kiem oytotoksycznośei, brakiem alergizacji , brakiem działania drażniącegoi uszkadzającego tkanki, atrombogennością, brakiem działania rakotwór-c z e g o , a także odpowiednimi parametrami mechanicznymi , odpowiednią

porowatością, odp ornością na sterylizację oraz łatwością stosowania klinicz-n e g o . Znalezienie materiału, który spełniałby te yvszystkie wymagania, jestpraktycznie niemożliwe. Niemniej poszukiw ania i badan ia ciągle trwaj ą [52].

Obecnie, w wielu ośrodkach badawczych, największe nadzieje wiązanesą z tak zwanymi materiałami bioaktywnymi. Dotychczasowe kierunki ba-dań i poszukiwań opierały się na podstawowym założeniu, że najlepszymmateriałem nadającym się na wszczepy jest taki, który w środowisku orga-nizmu żywego pozostaje jak najbardziej obojętny, co w praktycznej oce-nie oznacza, że wywołuje on minimalną reakcję tkanek. Pomimo, że takiepodejście nie zostało absolutnie jeszcze uznane za błędne, to coraz częściejzakłada się, że nic musi ono stanowić jedynej drogi poszukiwań. Dzisiaj niedąży się tylko do tego, by zastosowane biomateriały w największym stopniuprzypominały swoim składem i budową oraz swoimi właściwościami tkankiludzkie, lecz sugeruje się wręcz, że doskonały m ateria ł pow inien stymulowaćnaturalne procesy wytwórcze i to w taki sposób, by organizm uzupełnił lub

zastąpił brakujące tkanki. Czyli wcale nie musi on być biologicznie obojęt-ny. Takie materiały określane są mianem "bioaktywriyeh", a badania nad



(>(). Now e bio mate r ia ły i nowe bad ania I H I

nimi trw ają już od blisko 15 lat. Istnieją juz bioaklywin . /Mn, bioaktywna ceramika oraz bioaktyw ne materiały kom pozytowe Z dotychczasowychbadań wynika, że sukces ich stosowania związany jest z wytwarzaniem sta-bilnej, mechanicznie trwa lej i odp orne j warstwy na styku im plantu, zarównoz tkankami miękkimi jak i tkanką kostną |125,I27| .

Ma teriały bioakty wne dzia łają w organizmie na poziomie komórkowym,co wykazano na przykładzie badań materiałów implantowanych w tkankękostną. Materiały bioaktywne klasy A indukują proliferację komórek kosinych określaną mianem "osteoprodukeji". Materiały bioaktywne klasy U,

powodują wzrost kości wyłącznie na styku implant-kość, co określane jestmianem "osteokondukcji". Jednak nie są to jeszcze materiały, które w pełnipobudzałyby organizm do regeneracji anatomicznie prawidłowych, własnych tkanek. Regeneracyjne materiały bioaktywne nowej generacji wymugają głębszej kontroli reakcji przebiegających na styku implant tkanka, niżmateriały bioaktywne zaliczone do klasy A. Zakłada się, że w takich badauiach stopień kontroli musi obejmować: kontrolę genową na poziomic niltozy, kontrolę produkcji i aktywac ji enzymów i czynników w zrostu, a takżeprowadzenie kontrolowanego wchłaniania i wydalania biologicznie aktywnych molekuł bez utraty ich struktury i biologicznej funkcji . W praktycebadawczej oznacza to umiejętność prowadzenia stałej, powtarzalnej koni rolina poziomie metabolizmu komórkowego, co wymaga opracowania nowychmetod badawczych

Reasumując, kierunki rozwoju badań nad materiałami przeznaczony

mi do implantac ji nie koncen trują się jedynie ria poszukiwaniu nowych,doskonalszych typów. Zmieniają się też same procesy i techniki badawcze,stanowiące podstawę w biologicznej ocenie wyrobów medycznych. J e s z c z e

nie tak dawno w niektórych ośrodkach podstawą oceny biozgodności danegoimplantu była rutynowa ocena histologiczna, przeprowadzana w stundardowyrn mikroskopie świetlnym, polegająca na ocenie ilościowej i jakos< i o w e |

elementów kom órkowych sta nu zapalnego. Dziś już nawet m ikroskopia c i e k

tronowa czy skaningowa, nie wyczerpują możliwości biologicznej oceny biomateriałów. Przy odpowiednim wyposażeniu potrafimy już sięgać d o p o z i o

mu struktur komórkowych, czy to cytoplazmatyczriyeh czy mitochoiulrialnych, a także prowadzić badania histochemiezne. Zapewne już niedługo zarutynow e uznawane będą badania na poziomach molekularny m i gcnetyczriym, które niewątpliwie pozwolą na jeszcze głębsze wniknięcie w procesydziejące się na styku implant tkanka.



(i l l m l i i n i n l i i u / g o i l i i o ń c i m a t e r i a ł ó w i m p l a n t . u c y j n y c h

b i b l i o g r a f i a

| l | Ahmad M., McCartliy B. , Cronowicz G.: An in vitro model for rnine-ralization of human osteoblasL-like cells on implant materials. Bioma-terials, 1999, 20, 3, 211-220.

|2] Algan S.M., Purdon M.A.: Role of tumor necrosis fazctor alpha inparliculate-induced bone resorption. J Ortop Res. 1966, 14, 30-35.

|3| Alishia L., Siemiń ski A.L., Keith J.G.: Biomateriał - microvasculaturemtcractions. Biomaterials 2000, 21, 2233-2241.

11| Andrzejewska E.: Miejscowa odpowiedź komórkowa w ranach oparze-niowyeh u dzieci. Rozprawa na stopień dr hab. nauk med. AM Łódź. ,1998.

|5] Bajor G., Paszenda Z., Bohosiewicz J., Marciniak ,J.: Badania kompo-zytu węglowego w mikroskopie skaningowym po wszczepieniu do tkankikostnej zwierząt. Inżyniera Biomateriałów, 1999, II, 7, 8, 37-43.

|6 | Balasubramanian V., Grusin N. K. , Bucher R. W., Turitto V. T. ,Slack S. M.: Residence-time dependent changes in fibrinogen adsorbedlo polymeric biom.aterials. J Biomed Mater Res, 1999, 44, 253-260.

|7| Balcerowiak W., Otwinowski J., Pawelec A.: Analiza przyczyn przed-

wczesnego zużycia polietylenowych panewek endoprotez stawu biodro-wego. Inżynieria Biomateriałów, 2000, 9, 14-17.

|8 | Basmadijan D., Sefton M. V., Baldwin S. A.: Goagulation on bioma-terials in flowing blood: some theoretical considerations. Biomater ia ls ,1997, 18, 1511-1522.

|9 | Bernacca G. M., Gulbransen M. J. , Wilkinson R. , Wheatley D. J . : inmiro blood compatibility of surface-modified polyurethąne's. Biomater -ials, 1998, 19, (13), 1151-1165.

I0| Bloek G/l'. , Yeung M.: Asthma induced by nickel. JAMA, 1988, 247.

I 11 (!arlos T.M., Harlan J.M.: Leukocyte - endothelial adhesion molecules.Blood 1994, 84, 2068-2101.

12| Gatelas I., Petit A., Zukor D., Marchand R., Yahia L., Huk O. L.: In -du.cti.on of macropha ge apoptosis by ceramie and polyethylene particlesin nitro. Biomaterials, P)99, 20, (7), 625-630.



B i l i l i o g r u l i i

[13] Cenni E., Cranc hi D ., Verri E., Ciwodagnn l» (•mnltcriiii G (U l li"},

throboxane If2 and. bata-Ifiromboylolm hn. A comparism i lx-hmvn dijjere.nl markera of platelcl achnahon afler conlacl. willi Inomatciials. .1

Biomed Mater Res, 1997, 30, 2, 289 291.

|I4| Chanda J., Kondoh K., Ijitna K., Matsukawa M., Kuribayashi U..: Innitro and in uiuo calcijication of uascular b ioprosthesis. Biomaterials,1998, 19, (18), 1651-1656.

[15| Chang C. Rosenson-Schloss R. N., Bhoj T. D., Moghe 1'. V.: Leukocyt,ehernosensory migration on uascular prosthetic biomateriał is mediated by an integrin 2 receptor cham. Biomaterials, 2000, 21 2305-2313

[16] Chmielnicka ,1.: Metale i metaloidy. W: Sericzuk W. ToksykologiaWyd. III . PZWL. Warszawa, 1999.

|17] Chou L., Marek B., Wagner W.: Effects of hydro.rylapahlc coaliin/ ci i/stallinity on biosolbility, celi attaehment efjicicncy and proiifcnilwii III

nitro. Biomaterials, 1999, 20, (10), 977-985.

[18] Cordewener F. W., Dijkgraaf L. C., Ong ,1. L., Agrawal C. M., Zaideneta G., Milam S. B., Schmitz ,1. P.: Particulate rcl.nenal of hydrolytically degraded poly(lactide-co-glycolide) polym.ers. .) Biomed MateiRes, 2000, 50, 59-66.

[19] Dadsetan M., Mirzadeh II., Sharifi-Sanjani N., Salehian I'.: In mirostudi.es of platelet adhesion on laser-treated polyclhylinc Icmphlhuhiltsurface. J Biomed Mater Res, 2001, 54, 4, 540-546.

[20] D urme n W . F., Rob ins on P. H., van Wess(>l R., Penn ing s A .1 , Li <

uwen M. B., Schakenraad .). M.: Long-lcrm cuaiiialion of drtfriulnluinand foreign-body reaction of subculancously rmjd.anlcd poly(l)l lochde-(-caprolactone). .J Biomed Mater Res, 1997, 30, 337 340

[21] Ellis T.M., Hardt N.S., Campbell L., Piacentini D.A., Atkinson M ACellular imm une reactiui.ti.es in women with silicon brcast implants: aprelimiriary inuestigalion. Armals of' Allergy, Ast,lima lininnnology1997, 79, 2, 151-154.

[22] Fini M., Cigada A., Hondelli (I., (!hiesa R., Giardino R., (!iavaresi (!.,

Aldini N., 'Ibrrieelli 1\, Vieerit,ini P.: In miro and. iii inno bchaviour ofGa- and /'-cnrichcd anoilizcd htanium. Biomaterials, 1999, 20, (17),1587-1594.



•IH-1 (i Ił udania l)ii>/|;o(lnońi:i materiałów im|>lantaeyjnyc li

|23| Eujisaw a N., Poole- War ren I,. A., Wo odar d J. C., Be rtra m C. D., Schi-dhelm K.: A riovel textured surface for blood-contact. Biomater ia ls ,1999, 20, (10), 955-962.

|24| Gawkrodger D.J. : Nickel sensi.vi.ty and the implantation of orthopaed icprostheses. Contact Dermatitis , 1993, 28, 257.

|25| Gemmel C. H.: A flow cytometric immun oassay to ąuantify adsorptionof complem ent activation products (iC3b , C3d, SC5b-9) On artificial

surface. J Biomed Mater Res, 37, 1997, 474-480.|2G| (liedrojć J.: Interakcja monocytów z płytkami krwi w uszkodzeniu ścia-

ny naczyń krwionośnych. Post. Hig. Medyc. Doświadcz., 50, 1996, 265-276.

|27| Głowiński S.: Kierunki badań i rozwoju protez naczyniowych z tworzywsztucznych , Polim ery w Med ycynie , 1988, 18, 4, 221-237.

[28| Głowiński S., Worowski K., Kondracki S., Worowska A., RaczyńskiK., Głowiński J.: Zmiany aktywności składników układu krzepnięciai fibrynolizy w warstwach przeszczepów Dallon - dwustronny welur wróżnym czasie po wszczepieniu do aorty. Polimery w Medycynie, 1992,22, 4, 31-42.

|29| Głowiński S., Worowski K., Raczyński K.: Porównanie aktywnościkalcpsyny D przeszczepów D allon-standard i Dallon-dwustro nny welur

wszczepionych w aortę brzuszną. Polimery w Medycynie, XXII, 4,1992, 63-68.

|30| Głowiński S., Worowski K., Worowska A., Raczyński K., Głowiński,)., Kondracki S.: Wpływ tworzyw różnych typów protez naczyniowychna płytki krwi, układ krzepnięcia i fibrynolizę. Polimery w MedycynieXXII, 1992, 4, 17-29.

|311 Golden M.A., Au Y.P.T. , Kenagy R.D., Clowes A.W.: Growth fac-lor gene ezpression by intimal cells in healing polytetrafluoroethylenegrafts. ,J.Vasc. Surg. 1990, 11, 580-585.

|32| Gomi K., Lowenberg B., Shapiro G., Davies J. E.: Resorption of sin-tered synthetic hydroxyapatite by osteoclasts in uitro. Biomater ia ls ,1993, 14, (2), 91-96.

|33| Gonzales O. , Smith R.L. , Goodman S.B.: Effect of size, coneetration,surface area and uolumc of polyrncthylmelhacryla teparticles on h umanrnac.rophages in vil.ro. .1 Biomed Mater Res, 1996, 30, 4611-473 .



I i ihl ingrafia IM.

|34| Goodman S. L. Sheep, pig, and huinun plnlelel mulcrial mlcraclionswith mo del card i.ovasc.ular biomaleruds .1 Itiom ed Mnici Hcs, • 1 .** I999,240-250.

[35] Granchi D., Cavedagna D., Ciapetti (i., St.ea S., Schiavori I'. , CiułaniR. , Pizzofcrrato A.: Silicon brr.ast implants: the rol.c of immuno systemon capsular contracture formation. J. Biomed. Mat. Res. 1995, 29, 2,197-202.

136] Granchi D., Ciapetti G., Filippni F., Stea S., Cenni lv, PizzoferratoA., Toni A.: In vitro cytokine prod uction by mononu clear cells c.rposcdto bone cement extracts. Biomaterials 2000, 21 (17), 1789-1795.

[37] Green T. R., Fisher j., Stone M., Wróblewski B. M., Inghmnn IPolyethylene particles of a "critical size" are necessary for Ilu induetion of cytokines by macroph ages in vitro. Biomaterials, I99K, 10 i 'I)2297-2302.

[38] Grurnkemeir J. M.: Hem ocompatibility of treated polysiyrcn, mbstrales: Contact ac tivation, platelet adhesion, and procoagulant achnily ojadherent platelets. j Biomed Mater Res, 1998, 41, 057-070.

[39] Grur nkem eir J. M., Tsai W. B., Mc Farl and C. D., Horbet.t T. A. 77oeffect of adsorbed fibrinogen, Jibroneetin, von Willebrand factor and vi

tronectin on the procoagulant state of adherent p latelets. Bioinalcrials,2000, 21, 2243-2252.

[40] Hallab N., Jacobs J., Black J.: Hyperse.risitivily to mchdlic biomalerials: a review of leukocyte m igration inhibition assays. Hionialcrlaln2000, 21, 1301-1311.

[41] Ilamand M. F. , Briąuet l ' \ : In vil.ro cornparatrnc coaluahou tuuleistatic eo nditions of the hemocom patibility of four iypes of lubmy foicardiopulmonary bypass. Biomaterials, 1999, 20, (17), 1501 1571.

[42] Holy C. E., Dang S. M., Davies ,1. 1^., Shoichet, M. S.: in miro dc,padation of a nouel poly(lacii.de-co-glycolide) 75/25 foam. Biomaterials,1999, 20, (13), 1177-1 185.

[43| Munt, ,1. A., Meijs (!., Williams D. F.: Ilydrophilicrty of polymcrs andsoji tissue rcspoiisc: A tpianlahvc analysis. .1 Biomed Mai,er Mes, 1997,30, 542-549.



I I K i i i l i i n l n l »k ) /| ; o (l n o ń i i m a t e r i a ł ó w i m | > l a n l . a c y j n y c h

111| ll>ini S. M., Uhrich K. li., Bronson II., Kl-Amin S. F., Langer R. S.,Laurencin C. 'L'.: Poly(anhydride-co-im ides): in vivo biocompatibilityin a rat model. Biomaterials, 1998, 19 (10), 941-951.

|45| Ingham E., Green T. R., Stone M. H., Kowalski R., Watkiris R., Fisher•).: Production of TNF-a and bone resorbing actwity by m.acrophag esin response to different types of bone cement particles. Biomaterials,2000, 21, (10), 1005-1013.

| I0 | Ishimi Y., Miyaura C. , Jin CH., Akatsu T. , Abe E. , Nak amur a Y.,Yamaguehi A. , Yoshiki S. , Matsuda T. , Hirano T. , Kishimoto T. , Su-da '1'.: IL-6 is produced, by osteoblast and induces bone resorption. J .Immunol., 1990, 145, 3297-3303.

|47] Jańczak D., Skóra J. , Chudoba P. , Jeleń M., Polak w., Kurta K.:Porównanie zachowania się otrzewnej ściennej oraz protezy naczynio-wej w iukładzie tętniczym, monitorowa ne badaniam i izotopowymi, orazbadaniami odpowiedzi humoralnej i komórkowej organizmu. Polimeryw Medycynie, XVIII, 1-2, 1998, 25-31.

|48| .Jarosz-Cichulska H.: Polimery syntetyczne. W: Nałęcz M.: Problemybiocybernetyki i inżynierii biomedycznej. T.4, Kuś Ib: Biomateriały.Wydawnictwo Komunikacji i Łączności. Warszawa 1990.

119| Jaworski Z.: Badania laboratoryjne i biologiczne różnych rodzajów pro-tez naczyniowych. Polimery w Medycynie, 7, 1, 1977, 57-67.

|50| Jodyn is-Lieb ert J . , Seńczuk W.: Toksykometria. W: Seńczuk W.:Toksykologia. PZWL, Warszawa 1999.

|511 Kao W. .).: Eualuation of leukocyte adhesion on polyurethanes: thecffects of shear stress and blood proteins. Biomaterials 2000, 21, 2295-2303.

|52| Kai.z .).: Deuelopm ents in medical polymers for biomaterials applica-lions. Biomaterials. 2001, 1-8.

|53| Khouw I. M., van Wachern P. B., Molema G., Plantinga J. A., de Leij

I,. F., van Luyn M. ,J.: The foreign bo dy reaction to a biodegradableInomatcrial di.fjers between rats and . mice. ,1 Biomed Mater Res, 2000,52, 3, 439-446.



B i b l i o g r a f i a IH 7

|54| Klein C. I*., Driesseri A. A., deGroot K, Hclaltonship In-Immi. Ikrdegradation bchawi.our calcium phosphalc ceramies mul Iherr physicalchernical characteristic. and. u.l.l ras I rui i mul yeomelry. Biomaterials,198-4, 5, 157-160.

|55] Klo mp A. J., E ng be rs G. II., Mol .)., Terl inge n .1. G., Feijon ,).: Adsorplion of proteins from plasma al, polyester non-wovens. biomater ia łu ,1999, 20, (13), 1203-1211.

[56] Knoch M., Buchhorn G., von Knoch F., Koster G., Willert II. G.: Intracellular measurement of polyethylene partcles. A his tomorphoine t r iestudy. Areh Ortop Trauma Surg. , 2001, 121, 399-402.

[57] Kobay ashi A., Freema n M.A .R., Bonfield W., Kad oya V., Yuinne I ,Al-SafFar N., Scott G., Revell P.A.: Numb er of polyethylene /uiilicles and osteolysis in total joint replacements. .).Bone .Joint Surg Mi ,1997, 79, 844-848 .

|58] Kohr i M., Miki K., Wa ite D. E., Naka jim a II., Oka be I In mirostability of biphasie calcium phosphate cerami.es. Biomaterinls, 1993,14, (4) 299-304.

[59] Kornu R., Maloney W.J., Kelly M.A., Smith R.L.: Osteobla.it adhesionto orthopaedic im plant alloys: effects of eell adhesion mol.ccul.es muldiamond-like carbon coating. J. Orthop. Res., 1996, (i, 871 877.

[60] Kowalewski R., Głowiński S., Głowiński J., Płoński A.: Ocena ckspresji aktywatora plazminogenu i jego inhibitora w tworzącej sn; wm siwiewewnętrznej przeszczepów poliestrowych. Ghir. Pol. 2, Supl. 2, 2000,124.

[61] Kraft C. N., Hansis M., Arens S., Menger M.D., Vollmar P Slnuledmuscle m icrouaseular response to silocr implants: A eonepaiut%v e III

vi.vo study with titanium and sta.rnl.ess stcel. ,1 Biomed M ate i !(<• •,2000, 49, 192-199.

[62] Krechniak J. , Jodynis-Liebert J . : Toksyczność tworzyw s luc nych. WSeńczuk W.: Toksykologia. PZWL, Warszawa, 1999.

[63] Kudelska-Mazur I)., Lewandowska-Szumieł M., Komender .1., Benke

G.: Połączenie dwóch metod testowania biom ateriałów in miro (('ombination of Iwo mcthods J or biomateriał tcsii.ng in miro). InżynieriaBiomateriałów, 3, 9, 2000, 20-29.



l i l l i u l m i i n l i i o /g o d n o f o i i n u l e i i a l ń w i m p l a n t a c y j n y c l i

[641 Kuś II.: Wprowadzenie. W: Nałęcz M.: Problemy biocybernetyki i in-żynierii biomedycznej. T.4, Kuś II . : Biomateriały. Wydawnictwo Ko-munikacji i Łączności. Warszawa 1990.

[65] Kuś 11., Góra G.: Materiały i wyroby biomedyczne. Polimery w Medy-cynie 1979, 1, 19-30.

[66] Kuś H., Jaworski Z., Staniszewska J., Borzemska M., Knasiak D.,Zbieranowski Z. , Żukowska B.: Basic studies of autogenized. and lyo-philized :uascular prostheses. Polimery w Medycynie, 1978, 18, 3, 23-133.

|67| Kuś H., Rączka K.: Metale i ich stopy. W: Nałęcz M.: Problemybiocybern etyki i inżynierii biomedycznej. T.4, Kuś H.: B iomateriały.Wydawnictwo Komunikacji i Łączności. Warszawa 1990.

[68] Kuś H., Staniszewska-Kuś J., Paluch D., Rutowski R., Wojda J.,Okrojek C.: Biological and surgical eualuation of woven uascular graf-ts. Polimery w Medycynie, 1981, 11, 3-4, 151-162.

|69| Lamade W.R., Friedl W., Schmid B. , Meeder P.J. : Bone cement im-plantation syndrome. A prospectiue randomised trial for use of antihis-ta.rn.ine blockade. Arch. Orthop.Trauma Surg. , 1995, 114(6), 335-339.

|70| Lemmonuchi Y., Schacht E., Kageruka P., De Deken R., Diarra B.,Diali O., Geerts S.: Biodegradable poły ester for controlled release of

trypanocidal drugs in vitro and in vivo studies. Biomaterials, 1998,19, 20, 1827-1833.

|7I | Liebhard J. , Kuś H., Martosz M., Rutowski R. , Małolepszy J. , Oboj skiA., Mędrala W.: Alergia n a nikiel, chrom . i kobalt po zespoleniu kościza. pomocą łączników metalowych. Pol. Merk. Lek. 2000, 8, 47, 316.

|72| Lu L., Peter S. J., Lyman M. D., Lai II., Leite S. M., Tamada J.A., Vacanti J. P., Langer R., Mikos A.: In vitro degradation of porouspol.y(Llactic aeid) foams. Biomaterials, 2000, 21, (15), 1595-1605.

|73| Lunde en G. A., Shea I<. G., Sand erson C ., Bachus K. n., Bloeba um R.I).: Techniąue for identification of submicron metal particulate from.implants in histological specimens. J Biomed Mater Res, 1998, 43, (2),168-174.

|71| Łowkis B., Szymonowicz M.: An assessment of athrombog enic pro per-ties of electret polyethylene film. Polimery w Medycynie, XXVIII, 1-2,1998, 5-13.



B i b l i o g r a f i a IM! I

|75] Lowkis 15., Szyrnonowicz M.: Wpływ ludwiku elcklryciiapi nu wynikibadań tivmboelastograficznych krwi lud ku / Polimery w Medycynie,11, 3-4, 1981, 191-202.

[76] Majewska E.: Cząsteczki adhezyjn c w zapaleniu.. W: Tchórzewski IIZapalenie. Patofizjologia i klinika. Medpress. Warszawa 1998.

[77] Mariak Z.: łłow the immun e system eom.mu nic.ates with l.he bramyNeurol Neurochir Pol., 1999, 33, 665-676, -

|78] Mc Neil P.L. , Muthukrishnen L. , Warder E. , D Arnore P.A.: Crowtli.factors are released by mechaniea lly injured endothelial cells. ,). (VIIBiol., 1989, 109, 811-822.

|79] Merrit K. , Rodrigo J.J . : Immune response to synthclic mai, / mis Sensitization of patients receiuing orthopedic implants. ('lin < )i l hop IMRes., 1996, 326, 71-79.

[80] Milleding P., Wennenberg A., Aleddin S., Karlsson S., Simon I Smface c orrosion of dentał ceram.ics in nitro. Biomateriał:., 1999, 211, (H)733-746.

[81] Misterka S., Paluch D., Żywicka B., Staniszewska-Kuś ,1., Pobiedzińska J. : Zmiany w poziomie Interleukiny-1 i inle.rleuki.7iy li po nuplantacji wybijanych m.ateii.ałów medycznych . Doniesienie wstępnePolimery w Medycynie, XXVIII, 1-2, 1998, 15-24.

[82] Miyamoto Y., Ishikawa K., Takechi M., Toh 'I'. , Ynasa T , Nagayama M., Suzuki K.: Histological and com.posi.ti.onal. enidualions oj lim,types of całciurn phosphate cements wh.cn implantcil m suhcutancoustissue immed iately after mi.xi.ng. ,1 Biomed M ate r Res, 1999, IK, I36-42.

[83] Mo nta na ro L., Arciola C. R., Cenni 10., Ciapetl.i C., Savioli I I illppini F., Barsanti L. A.: Cytotoxi.city, blood. compal.ibi.hly anlimicridnalactiuity of two cyanoacrylate glues for surgical usc. Biomateriał:., Vol22 (1), 2000, 59-66.

[84] Morais S., Sousa J. P., I^ernandes M. II., Carvalho C. S., Bruijn .1. I).,van Blitterswijk ('. A.: lifjects of AISI 316L corrosion products III III

nitro bone formation.. Biomaterials, 1998, 19, (11-12), 999-1007.

|85| Murray I) .W., Pnshfon M.: Macroph agcs sii.mu.latc bone rcsorphouwhe.n Ihcy phagocytosc parhcl.cs. .1 Bone Joint. Surg, 1999, 72B, 9KH992.



M N i i l l n i l n i i l n h i o / j f o d n o ś i i i m i l . c r i a l ń w i n i p l a n t . a c y j n y c h

|86 | Nakamura 'I ' . , Shimizu Y., Takimoto Y., Tsuda T. , Li Y. , Kiyota-ini T., Terainachi M., IJyon S., Ikada Y., Nishiya K.: Biodegradationand lum.origenicity of implanted plates made frorn a copolymer of (-caprolactone and L-lactide in rat. ,J Biomed Mater Res, 1998, 42, 475-484.

|87| Ohtsu A., Kusakari H. , Maeda T. , Takano Y.: A histological inuesti-gation on tissue responses to titanium. implants in cortical bone of therat femur. J Periodontology., 1997, 3, 270-283.

|N8| Olino N., Turnay ,J.,Herrera J., Gavilanes J. G., Lizarbe M. A.: Ki -neties of in vivo degradation of sepiolite-collagen com.plexes: Effect ofglutaraldehyde treatm.ent. J Biomed Mater Res, 1996, 30, 1, 77-84.

|89| Olofsson P. , Rabahie G.N., Masumoto K., Ehrenfeld W.K., TerrelL.D., Goldstone J. , Reilly L.M., Stoney R.J. : Histopathological char-actemstics of explanted human prosthetie arterial grafts: implicationsfor the prevention and mangem ent of graft infection. Eur. j . Vasc.Euvasc. Surg., 1995, 9, 143-151.

|90| Otwinowski J., Rudzki Z., Pawelec A., Frańczuk B.: Niepowodzeniaw alloplastyce stawu biodrowego związane z polietylenem. InżynieriaBiomateriałów, 2000, 9, 14-17.

|9I | Paluch D.: Badania porównawcze in vitro działania toksycznegowyciągów wod nych z tworzyw sztucznych w testach biologicznych nażywych komórkach. Polimery w Medycynie, XII, 1982, 3-4, 79-118.

|92| Paluch D., Pielka S., Szosland L., Staniszewska-Kuś J., SzyrnonowiczM., Solski L., Żywicka B.: Włókna z regenerowane j chityny. Badaniabiologiczne (Biolog ical inuestigation of the regenerated chitin fibres).Inżynieria Biomateriałów, 2000, 3, 12, 17-22.

|93| Paluch I)., Stan iszew ska-K uś J., Ruto wski R., Szyrnonowicz M., SolskiI,.: Próby modyfikacji poliestrowych protez naczyniowych. Polimery wMedycynie, 1992, 22, 4, 77-86.

|94| Paluch D., Staniszewska-Kuś ,1., Solski L., Szyrnonowicz M., Us-

akiewicz B.: Badania doświadczalne opatrunków hydrożelowych Po Ig clopartych na bazie syntetycznych monom erów. Polimery w Medycynie,XXIII, 3-4, 3-15.



B i l i l i o g r a l i a n i

|95] P aluc h D., Szosland L., Kołodz iej .). , Staniszew ska Ku .1 . Szymo nówiez JV1., Solski L., Zywicka U.: Utulania !ivil<i<ii< m winku u ihbulyrylochityny. Inżyniera Biomateriałów, II, , 1999, 7, N, 52 (il).

[96] Paluch D., Szosland L., Staniszewska Kuś .). , Solski L., GębarowskaE.: Ocena biologiczna włókien ch.il.ynowyc.li.. Polimery w Medycynie ,XXX, 2000, 3-4, 3-31.

[97] Paluch D., Szyrnonowicz M, Pielka S., Majda ,1.: Wpływ materiałów oróżnym stopniu zwilżalności powierzchni na wybrane parametry układukrzepnięcia. Polimery w medycynie , XXXI, 2001, 1-2 , 27-32.

[98] Panaszek B., Małolepszy ,J., Wrzyszcz M., .Intel M., Machaj ZMieszana choroba tkanki łącznej u mężczyzn narażonego na />/ cwlckhdziałanie środków toksycznych. Pol. Tyg. Lek., 1993, IN, 130 13'.'

[99] Petruzzelli L., Takarni M., Humes U.D.: Structure and funchon oj cciiadhesion m.olecules. Am J. Med. 1999, 106, 467-476.

[100] Piatte l i A. , Scarano A. , Coraggio F . ,Matarasso S. : Karły Irssuc rewlions to polyłactic resorbable rnem branes: a hisl.oloyical and hisl.ochcinical study in rabbit. Biomaterials, 1998, 19 (10), 889-890.

[101] Pitsch R.J., Minion D.J., Gomen M.L., van Aalst, J.A., Pox P.L., Graham L.M.: Platelet - deriued growth faetor produclton by cells [minDacron grafts im planted in a canine model. ,J.Vase. Surg. 1997, '.<> I,70-78.

[102] Puleo D.A., Nanci A.: Understanding and controlling llic bmw niipluulinterface. Biomaterials 1999, 20, 2311-2321.

[103] Rassner: Dei^matołogia. Urban & Part ner W rocław 1994.

[104] Revell P .A. , Weightman B. , Freeman M.A. , Roberts B.W.: The production and biology of plolyethylene wear debris. Arcg . Or top . ' l i aun i .Surg., 1978, 91, 167-181.

[105] Rudnicki .1., Staniszewska-Kuś .1., Kielar W., Solski L., Paluch 1).,

Skalski A.: Ocena porównawcza p rocesu gojenia sic zespoleń jelitowychw zależności od iislosowanych materiałów. Badania Doświadczalne.Polimery w Medycy , XXX , 2000, 3-4, 33-56



lp I l i i i l iu i i a b i o z g o d n o ń c i m a t e r i a ł ó w i m p l a n U i c y j n y c h

(10(i| Ryhenen .1., Kalioinen M., Serio W., PerDmDki R, Junila .J., Niemelalv, Tuukkanen ,).: Bone healing and rnineralization, implant corro-sion, and tracę metals after nickel-titanium shape mem ory metal in-trarnedullary. J Biomed Mater Res, 1999, 47, 472-480.

|I07| Sackman J.E. , Freeman M.B., Petersen M.G., Allebban Z. , Niemey-er C.P. , Lothrop C.D. Jr . : Synthetic uascular grafts seeded with ge-nctically modified endotheliurn in the dog: eualuation of the effeet ofsceding techniąue and retrouiral uector on celi persistence in vivo. Celi

Transpl., 1995, 4, 2, 219-235

1108| Santavirta S. , Kottinen Y.T. , Saito T. , Gronblad M., Partio E. , Kep-pirien P., Rokkanen P.: Immun e response to polyglyeolic acid implants.J. Bone J. Surg., 1990, 72, 597-600.

1109] Savarino L., Granchi D., Ciapetti G., Stea S., Donati M.E., Zinghi G.,Eontanesi G. , Rotini R. , Montanaro L.: Effeets of metal ions on whiteblood cells of patients with failed to lal joint arthroplasties. J Biomed.Mater. Res., 1999, 47, 543-550.

11 101 Schmalz G., Schuster U., Schweiki II.: Influence metals o n IL-6 releasein vit.ro. Biomaterials, Vol. 19, (18), 1998, 1689-1694.

| l l l | Se l ton M. V . : Perspectiue on hemocom patibility testing. J BiomedMater Res, 2001, 55, 445-446.

|l 12| Selton M. V., Sawyer A., Gorbet M., Black J. P., Cheng E., Gem-mel C. , Pottinger-Cooper E. : Does surface chemistry affect thrombo-genicity of surface modified polymers. J Biomed Mater Res, 2001, 55,147-459.

|i 13| Shikinami Y., Okuno M.: Bioresorbale deuices made of forged compos-ites of hydrozyapatite (HA) particles and poły-L-lactide (PLLA): PartI. Basic characteństics. Biomaterials, 1999, 20, (9), 859-877.

|1 1 l| Skóra ,J.: Udział leukocytów w procesie wgajania się syntetycznej pro-Iczy naczyniowej. Rozprawa na stopień doktora habilitowanego. Wyd.Akademii Medycznej we Wrocławiu 2000.

|l I5| Skó ra .)., Jań cza k D., Jeleń M., Polak W., Pawłow ski S., Kort a K.,

(Jhudoba P. : Wczesna odpowiedź komórkowa i humoralna po wszczepi-eniu protezy naczyniowe/ w układ tętnicy. Polimery w Medycynie,1997, 27, 3-4, 27-31.



l i i b l i o g r a l i a l ! U

|ll(j| Smith D.C., Ługowski S., Mchugli A., Ueportei I)., Wutson P.A.,Chipman M. : Systemie metal ton leucls III dndal implants pntic.nts.Int. .). Oral Maxillofacial Implants., I!)!)7, 12, 828-834.

|117] Solski L.: Regulacje prawne i aspekty etyczne w badaniach doświailczalnych na zwierzętach ('The legał re.gulal.ions and ethical problcmsconeerning the use of experim.ental anirna ls in biornedical rcscarch).Inżynieria Biomateriałów, ,2000, 3, 12, 8-12.

1118] Solski L., Paluch D. Krzywosiński L.: Krajowe procedury normaliza-cyjne dotyczące biomateriałów na przykładzie Normy ISO-101)9."/"Biologiczna ocena wyrobów medycznych" (Polish standarisal. ion procedures related to biomaterials on the practicular example o! IS( > 10003"Biological evaluation of medical devices"). Inżynieria BioinnOrialow,1999, 2, 7-8 60-65.

|119] Sorensen E. N., Burgreen G. W., Wagner W. R, Antaki .1 P < 'omputational simulation of platelet deposition and actiualioii Moilcl diuelopment and properties. An n Bi omed En g, , 1999, 27, I, 130 I IM

1120] Spausta G., Kucias J., Giarkowska ,1., Grzybek A.: Anuli-a wpływuwybranych polimerów na cechy morfod.ynam i.cznc komórki picrwotniuka Blepharisma undulans. Polimery w Medycynie, XXVII, 1997, I 2,61-67.

[121] Springer T.A.: Adhesion receptors of the immu ne system. Naturę ,1990, 346, 425-434

[122] Staniszewska-Kuś J.: Badania in vivo, l.Ą. Biomateriały pod red. Ilenryka Kus ia. Wyd. Kom. i Łączn., Warszaw a, 1000, t 4, 16 29

|123] Staniszewska-Kuś ,J.: Badania kliniczne protez (lorę lei Praca pogludowa. Polimery w Medycynie, 1985, 15, 3-4, 79-N8.

|124| Staniszewska-Kuś J. , Paluch D.: Dobór metod, badan dla oceny Inomateriałów przeznaczonych do implantacji. Zastosow anie polimeróww nowoczesnych technikach medyczn ych, Stow. Pol. Wynalazcówi Racjonalizatorów, Materiały Sympozjum, Ustroń 1997, 65 78.

[125] Staniszewska-Kuś .1., Paluch I)., Pielka S., Slósarczyk A., Garearek

.1.: Zastosowanie dwufazowe;/ ceramiki hydroksyapatytowej i whillockilowe/ jako materiału oslcoindiikcyjncgo. Badania doświadczalne. Act aof Bioengineritig and Biomcchnnics, .3, Supplement I, 2001, 221 230.



i> II IH I I I I I I I I l n u / , ^ OI I I I O Ś C I m a t e r i a ł ó w i m p l a n t a c y j n y c l i

1126| Staniszewska-Kuś .)., Rutowski R., Paluch D.: lindanie odczynu tkanekna nici chirurgiczne z zastosowaniem własnej metody punktowej. Po -limery w Medycynie, XXVII, 1997, 1-2, 3-15.

|P27| Staniszewska-Kuś J., Zborornirska-Wnukiewicz 13., Lewandowski R.,Solski L., Wnukiewicz ,J., Żywicka B.: Wczesny odczyn tkankowy poiniplantaeji cera miki niskoporowatej o modyfikow anej pow ierzchni. Ba-dania doświadczalne. Inżynieria Biomateriałów, 111, 2000, 12, 12-10.

112K| Stępiński W., Kozłowski B., Kaczorowski K., Bednarek A.: Ocenasróilopemcyjnych zaburzeń w układzie krążenia podczas stosowania, ce-mentu akrylowego. Materiały XXI Zjazdu PTOiTr. Gdańsk 1976, 214-215.

1129] Suggs L. J., Shive M. S., Garcia A., Anderson J. M., A. G. Mikos.:In nitro cytotoxicity and in vivo biocompatibility of poly(propylenefumarate-eo-ethylene glycol) hydrogels. J Biomed Mater Res, 1999, 46,22-32.

1130] Suggs L. .1., West «J. L., Mikos A. G.: Platelet adhesion on a biabsorbalepoly(propylene furnarate-co-ethylene glycol) copolymer. Biomater ia ls ,V o i . 1 9 9 9 , 2 0 , ( 7 ) , 6 8 3 - 6 9 0 .

| I3 I | Swar tbo l P . , rlVuedsson L., PDrsson H., Norgren L.: Tumor necrosisfar tor ( and interleukin-6 release from white blood cells induced by

difjerent graft materials in nitro are affected by pentoxifylline and ilo-prost. .1 Biomed. Mater. Res. 1997, 36, 400-406.

1132| Szulc .).: Tworzywa sztuczne w zetknięciu z organizmem i z tkankami.Tworzywa Sztuczne w Medycynie, WNP, 1970, 157-186.

|I33| Szyrnonowicz M., Łowkis B.: In nitro testing rnethod of polymers can-didate destined for contact with blood. Polimery w Medycynie, 20, 1-4,1990, 43-54.

|I34| Szyrnonowicz M., Kratochwil J . , Kołodziej J . , R utowski R. ,Staniszewska-Kuś J., Paluch D., Solski L., Żywicka B.: Badania wpły-wu materiałów hemo statyczny eh ria parametry układu k rzepnięcia i fi-brynolizę (Evaluation of the inflence of topical haemostatic materialson coagulation and fibrirtolysys parameters). Inżynieria Biomateri-ałów, 1999, 2, 7-8, 45-51.

|I35| Szymonowie/. M., Paluch I) . , MisterkaS. , Staniszewka-Kuś ,L, Majda.1 : Zmiany w poziomie wybranych pa rametrów laboratoryjnych krwi. po



I l i l i l i o g r a l i i

•implantacji włókien chitozanowych. Polimery w Medycynie, XXVII,1997, 1-2, 17-37.

113(i| T ar nok A., Ma linko A., Mu ller M ., Zotz R. .1.: Ilapid iii miro biocompatibility assay oj endonascalar stents b y JIow cytometry using platclclactwation and plalelet-leukoeyte aggmga tion. Cytometry, I!)!)!), 15, 38,30-39.

11.371 Taylor M. S., Daniels A. U., Andriano K. P., Heller .1.: Su: absorbalc

polym.ers: in nitro acute loxi.ci.ty oj accumulated degradation pwdncts..J Appl Biomater, 1994, 5, (2), 151-157.

11381 Tchorzewski H.: Zapalenie. Patof izjolo gia i klinika. Mcdpres.s Wa rs/uwa 1998.

11391 Thompson B.M., Mundy G.R., Chambcrs T.J. : Tumor u cci mmi Iml.ors alpha and bela induce osteoblastic cells lo shmulalt o .h <» la .Inbone resorplion. ,J. Immunol., , 1987-138, 775-779

|l l()| Tice R. R., Agurel E., An derson D., Burlinson B., Ilartn iunn A ,Kobayashi II., Miyamae Y., Rojas E., Sasaki Y. I'\: Single cdi gclćomclassay: Guidelines Jor in nitro and in nino geneii.c to.r.ieoloyy IcslniyEnviron Mol Mutagen, 2000, 35, 206-221.

| l l l | Tornazic-, lezie V.J. , Merrit K. , Umbreit T.H.: Signijicancc oj lin lypiand size oj biomateriał particles on phagocytosis and tissue drsli ibu

tum. J Biomat Mater Res 2001, 55, 523-529.

|T12| Tomihata K., Suzuki M., Ikada Y.: The pil dependcncc of nionojilamenl suture s on hydrolytic degradation. .1 Biomed Mn lei Ile ,, '.'lllll,58, 511-518.

|M 3| 'Isuioh ija T., Ikara shi Y., Mata 11., Ibyoda K., Pchinin I Inunl iN., Sasaki T., Nakarnura A.: Com.para li.ve studies oj lin lont iii/ o/standard referenee materials in uarious cylol.o.ricily lesls mul III mvoim.plantati.on tests. ,J Appl Biomater, 1993, 4, 2153-156.

|144| IJlatowska-Jarża A., Podbielska II., Szyrnonowicz M., StaniszewskaKuś .1., Paluch D.: Biological examination oj sol-gcl biomatcrtals.Polimery w Medycynie, XXX, 2000, 1-2, 45-54.

|I45| Urban .1., Rutowski R., Staniszewska-Kuś .).: Badania doświadczalni

nad. przydatnością prol.c poliestrowych Dallos w operacjach rckoiisli IIkeyjnych więzadeł sl.awu kolanowego. Polimery w Medycynie, XXX,2000, 1-2, 3-9.



I ! l ( l i I III IIILI IIII l i i o /j ; i )( l n o ń i: i n u i l c r i a l ń w i m p l a n t , a c y j n y c h

|M(j | Voj(larti A. , Brautbar N. , Campbell A.W.: Anlibody to silicone a ndnative m acromolecules in wornen with silicon breast implants. Ira-rnunopharrnacology & Immunotoxycology. 1994, 16, 4, 497-523.

[ 117| Willert H.G., Semlitsch M.: Reactions of the particular capsule to wearproducts of artificial joint prostheses. J. Biomed. Mater. Res. , 1977,11, 157-164.

|I48| Wriukiewicz J., Karaś J., Wnukiewicz B., Ziemski R: Zastosowanie

nieorganicznego cementu ortopedyczneg o w chirurgii szczękowo-twa-rzowej. Doniesienie wstępne. Czas. Stomat., 1998, LI, 7, 458-462.

|I49| Yarnamuro T. , Matsusue Y., Uchida A., Shimada K., Shimozaki E. ,Kitaoka K.: Bioabsorbable osteosynthetic implants of ultra high strenghpoly-L-lactide. A clinical study. Int. Orthop., 1994, 6, 332-340.

|150] Yasuda Y., Akiguchi I., Kameyarna M.: Sulindac induced asepticmeningitis in m.ixed connectiue tissue disease. Clin. Neurol. Neuro-surg., 1989, 91, 257-260.

[1511 Yokoharna Y., Matsumoto T. , Kuroki Y. , Imai K. , Okada Y.: Pro-duction of m.atri.x metalloproteinases at the bone-im.plant interface inl.oose total hip replacements. Laboratory Investigation. , 1995, 6, 899-911.

|I52| Yuasa T. , Miyamoto Y., Ishikawa K., Takechi M., Nagayama M.,Suzuki K.: In vitro resorption of three apatite cements with osteoclasts..1 Biomed Mater Res, 2001, 54, 344-350.

[153| Yuehuei II.A., Shane K., Woolf, Friedman R.J.: Pre-clinical in vivoeualuation of orthopedic bioabsorbable deuices. Biomaterials 2000, 21,2635-2652.

|I54| Zabel M. Wprowadzenie do metod irnm.unocytochemicznych. Immuno-cytoehemia. pod redakcją M. Zabla. PWN. Warszawa 1999, 13-17.

|I55| Zeinart K.: Udział komórek żernych w procesach uszkodzenia tkanek.W: Tchorzewski H.: Zapalenia. Patofizjologia i klinika. Medpress.Warszawa 1998.

|I56| Zimnoch L. , Głowiński S. , Andrzejewska A., Raczyński K. , Kon-

drecki S., (Głowiński .J.:Porównanie procesów wgajania się protez

naczyniowych Dallon-standard i Dallon-dwus tronny welur. Polimeryw Medycynie, 1992, 22, 4, 43-59.



l i i b l i o g r a l i a l !U

I57| ISO 10993 : Biological evaluation «*I mcdical «1 *• \ t•«

a. P art 1: Evaluation and testing ;

b. Part 2: Animal wclfarc reąuircnicnts;

c. Part 3: Tests for geriot,oxicty, careinogenicity and r<'|)roduc:tivetoxicity;

d. Part 4: Selection of tests for intcraction with blood; Anncx I)Evaluation haemolytic properties of medical devices;

e. Part 5: Tests for in nitro cytotoxieity;

f . Part 6: Tests for local elTects after implantation;

g. Part 7: Ethylene oxide steril ization residuals;

h. Part 8: Selection and ąualification of reference materials Ibi l>mlogical tests;

i. Pa rt 9: Fram ewor k for identif ication an d qualificatio n of pol,ml laldegrada t ion produc ts ;

j . Part 10: Tests for irri tation and delayed-typc hypcrseusitivil .y;

k. Part 11: Tests for systemie toxicity;

1. Part 12: Sample preparation and relerenee materials;

m. Part 13: Identification and ąuantification of degradation products polymeric medical devices;

n. Part 14: Identification and ąuantification of degradation products frorn ceramics;

o. Part 15: Identification and ąuantification of degradation products from metals and alloys;

p. Par t 16: Toxicokinetic study design for degrad ation prodnet andleachables;

q. Part 17: Establishment of allowable lirnits for leaeliahle .ul>stances using health-based risk assessment;

r . Part 18: Chemical characterization of materials.

[158] ISOCD 14155-1.2: Clinical investigation of medical deviees forsubjeets. a.) Part I: General recpiirements; b.) Part 2: Clinical invcstigation plans.

1159] AS TM P 756-03: Sta nda rd practie e for assess ment of licmolytic p roperties of materials.



L > 1 1 I I • L . I I I I J I Ł ii i I / J M K ) I K iści i n i i t c r i i i l ó w i n i p l i i n t a c y j n y c l i

( i.7 . M e t o d y a l t e r n a t y w n e w b a d a n i a c h b i o z g o d n o ś c i m a t e -r i ał ó w i m p l a n t a c y j n y c h | M . L e w a n d o w s k a - S z u m i e ł ]

6 . 7 . 1 . W p r o w a d z e n i e

Termin "metody alternatywne" w badaniach biologicznych ma związek z roz-wojem toksykologii in vitro i oznacza alternatywę w stosunku do ekspery-mentów przeprowadzanych z użyciem zwierząt doświadczalnych. W kon-tekście badania biozgodności materiałów implantacyjnych, rozumiany jest

jako a l te rna tywa d la eksperymenta lne j implan tac j i tes towanych b iomater -iałów do tkanek zwierząt laboratoryjnych na etapie przedklinicznej ocenybiozgodności. Podobnie jak sam termin, także istota alternatywnych badańbiozgodności bierze początek od toksykologii in nitro. Ta stosunkowo mło-da dyscyplina powstała w odpowiedzi na zapotrzebowanie przemysłu far-maceutycznego oraz kosmetycznego na szybkie, wiarygodne i powtarzalnetesty toksyczności substancji używanych do produkcji leków i kosmetyków.IJ podłoża rozwoju technik alternatywnych leżą względy etyczne, związanez ochroną zwierząt laboratoryjnych, przy czym szansę dla ich dynamicznegorozwoju stworzyła przede wszystkim opłacalność stosowania badań prowa-dzonych poza ustrojem. Zainteresowanie przemysłu badawczymi technika-mi in nitro i wynikające stąd znaczne nakłady finansowe, przyczyniły się doogromnego rozwoju metodologii hodowli komórek i tkanek in nitro. W chwilio b e c n e j są one ważnym narzędziem w badaniach podstawowych we wszyst-kich kluczowych dziedzin ach medy cyny. Także w ocenie biozgodności m ate -

riałów implantacyjnych rośnie zainteresowanie pozaustrojowymi metodamibadań, czego uproszczoną ilustracją może być liczba artykułów cytowanychw bazie MPDLINE pod hasłem: "biocompatibili ty" skojarzonym z hasłem:"vitro" (Rys.6.6.) .

6 . 7 . 2 . I s t o t a b a d a ń b i o z g o d n o ś c i m e t o d a m i a l t e r n a t y w n y m i

Zgodnie z propozycją jaką sformułowano w 1987 roku na konferencji Euro-pean Society for Biomaterials poświęconej mianownictwu stosowanemu wdziedzinie biomateriałów biomateriał uznaje się za biozgodny jeśli jest zdol-ny pełnić przewidzianą dlań funkcję, wywołując pożądaną reakcję ze stronytkanek gospodarza. W definicji tej zawiera się zarówno tolerancja tkanekwzględem biomateriału, jak i tzw. biofunkcjonalność wszczepu. Ma to zna-czenie zwłaszcza w przypadku wszczepów, które oprócz wypełnienia uby-

tków w tkance biorcy pełnią funk cje mechaniczne, jak na prz ykład obcią-żone elementy en doprote z stosowanych w chirurgii narządu ruchu, czy teżendoprotezy naczyniowe. W świetle tej definicji istotą oceny biozgodnoś-



(i 7 M r t o < | y a lf o r n a t y w n c w b m l a n i ł u l i b i o z ^ o d i i o & l I i m h i I MIhw

6 0 0 •

500

400

300

20 0

100

M./

163

° i...-1968 19B9-1979 1980-199 0 1991-2001

l (ys . 6 .6. L iczba a r tykułów cytow anych w baz ie piśmiennic twu Y1PI ) I ,INP podhasłem: biocomapat ibi l i ty and vi t ro.

c i mater ia łu jes t umie jętność przewidywania zac ł iowania s ię mater ia łu wkontakcie z us tr oje m biorcy w warunkac h kl inicznych. Ba dania biozgod

nośc i me toda mi a l t e rna tyw nymi po le ga ją na w ykorz ys ta n iu w tym c e luróżnyc h t e c hnik e ks pe ryme nta lnyc h z pominięc ie m, lub c o na jmnie j , z nac z nym ogra n ic z e n ie m dośw ia dc z a lne j impla n ta c j i t e s tow a ne go b ioma te r i a łudo tka ne k z w ie rz ą t l a bora tory jnyc h . N a jba rdz ie j a de k w a tną a l t e rna tyw ą d laba da ń b ioz godnośc i in vivo są obserw acje wpływu biom ater ia łu na komóiki w hodowli in vi.tro. Poniże j przedy skutow ano k rótko w ybra ne a- .pekl \e ks pe ryme ntów te go typu .

(>.7.2.1. Forma kontaktu komórek / . i i iatcriałom

Ekspozycja komórek na obecność biomater ia łu może być zrea l izowana a lbo poprz e z be z pośre dni ko nta k t komóre k z ma te r i a ł e m , a lbo poprz e z hodowlę komó rek w obecności płynnych wyciągów z ma ter ia łu sporządzon ychprzez eks trakc ję. Ogólne zasady sporządzania wyciągów z biomater ia łówsą określone normą ISO 10903-5:1992. Badania hodowli komórkowych wobecno ści wyciągów m ają ograniczon e zas tosowanie . Są. bardz o odlegle odrzeczywis tych warunków w jakich biom ater ia ł kont ,akt .uje sic ; z tkan kam i



i i I ImI . mm l i i n /g o t l n o sc i m i l l e n n ió w imp la n t . u c y j i i y c l i

biorcy w zasto sow aniu klinicznym i służą właściwie wyłącznie ocenie cyto-toksyczności ma teria łu. Tymczasem jest, to tylko jeden z elementów wzaje m-nego oddz iaływa nia impłan towanego m ateria łu i organizmu biorcy. Dalekowiększe możliwości da je analiza komórek w hodowli w bezpośrednim kontak-cie z biomateriałem, gdzie istotną rolę odgrywa przyleganie i rozpłaszczaniekomórek, jeśli hodowla prowadzona jest na płaskim podłożu wykonanym ztestowanego materiału, czy też wzajemne oddziaływanie komórek i drobinmateriału, jeśli komórki kontaktują się z cząstkami biomateriału o wielkościwybrane j p rzez eksperymenta tora .

(i .7.2.2. Typ komórek używan ych w badaniach

Norma określająca zasady badań cytotoksyczności in vitro zaleca stosowanieustalonych linii komórkowych pochodzących z renomowanych źródeł. Za-pewnia to czystość populacji oraz stabilność fenotypu komórek w kolejnychpasażach. Zwykle też hodowla komórek pochodzących z linii komórkowychjest stosunkowo prosta, bowiem wymagania komórek określonego typu sądobrze scharakteryzowane. Istotna jest też możliwość odnoszenia uzyska-nych wyników do doniesień innych autorów opartych na doświadczeniach zużyciem tej samej linii komórkowej.

.Icsli jednak celem badania jest nie tylko określenie cytotoksyczności,lecz, przeprowadzenie możliwie wielu obserwacji, tak aby były one podstawądla wnioskowania o interakcji materiału z tkankami biorcy w warunkach im-

plantaeji klinicznej, wartościowym wydaje się stosowanie komórek wyizolo-wanych z ludzkich tkanek. Daje to możliwość testowania materiałów prze-znaczonych do stosowania u człowieka w kontakcie z prawidłowymi komór-kami ludzkimi. To z kolei pozwala na uniknięcie różnic międzygatunk owych ,jakie towarzyszą obserwacjom z użyciem zwierząt doświadczalnych, co sta-nowi jeden z koronnych argumentów na rzecz stosowania alternatywnych te-chnik badania biozgodności. Także niektóre linie ustalone zostały wyprowa-dzone z tkanek ludzkich, jednak są to komórki stransformowane, zatem eks-perymenty z ich użyciem są dalszym przybliżeniem sytuacji jaka występujepo iniplantaeji materiału do tkanek ludzkich. Ponadto, znane są przypad-ki różnic w odpowiedzi komórek pochodzących z odmiennych linii komór-kowych na te sarnę bodźce w hodowli [25,64,74,86,106|. Taka sytuacja możeprowadzić do formułowania mylnych uogólnień dotyczących wpływu bioma-teriału na komórki biorcy. Aby tego uniknąć, można porównywać badaniaprzeprowadzone na różnych liniach komórkowych, albo posłużyć się komór-kami pochodzącymi z hodowli pierwotnej, wyizolowanymi z odpowiednichtkanek .



i i H u l a n i a l i i o / g o d n o S i i n i a t .c r i n .l 6 w i i i i p l a n t a c y j n y c l i

dania. W szczególności, częstym przedmiotem zainteresowania jest przyle-ganie i rozpłaszczanie się komórek na pod łożu biom ateriału [26,28,51-53,82,101|, uważa się bowiem, ze ma ono w pływ n a funk cje komórek w kontakcie zmateriałem. Wówczas komórki wysiewane są na ogół na powierzchnie mate-riału, przy czym, w przypa dku testów ilościowych d obrze jest, jeśli w szystkiekomórki w hodowli kontaktują się z tym samym podłożem, co determinujekształt próbek biomateriału. Często przedmiotem analizy są skutki kontak-tu komórek z drobin ami m ateria łu |17,21,75,84,98,99|, ponieważ implan tacjiklinicznej praktycznie zawsze towarzyszy obecność drobnych cząstek mate-riału w tkankach otaczających wszczep. Są to albo produkty korozji , jak toma miejsce w przypadku wszczepów metalowych, albo cząstki powstałe wwyniku degradacji elementów wykonanych z tworzyw sztucznych, bądź dro-biny pojawiające się już w momencie osadzania wszczepu w tkankach, czyteż wskutek trybologicznego zużycia kruchych elementów ceramicznych.Zgodnie z oficjalnym stanowiskiem National lnstitute of Health (NIH) towłaśnie wpływ drobin wszczepionych materiałów na tkanki biorcy jest naj-istotniejszą przyczyną obluzowywania się endoprotez stawowych [1| . Doty-czy to co prawda głównie produktów degradacji polietylenu o ultrawysokiejmasie cząsteczkowej (UHMWPE), z którego wykonuje się panewki w endo-protezach stawu biodrowego. Wiadomo jednak, że obecność drobnych cząs-tek metalowych i ceramicznych w miejscu implan tacji również prowadzi doniepożądanych efektów [32,37,40,43,47,89,97). Uzasadnia to potrzebę badańkomórek w kontakcie z drobnymi cząstkami testowanego materiału.

W doświadczeniach własnych analizowano na przykład skutki obecnościdrobin biocer amicz nych o średnicy ok. 2 /.tm w hodowli komórek in vitro. Ob-serwacjom poddano 3 rodzaje proszków ceramicznych, t j . : hydroksyapatyt,lub tlenek glinu, oraz trójfosforan wapnia w odmianie krystalograficznej a,w hodowli usta lonej l inii f ibroblastów mysich 3T3, a tak że w hodowli makro -fagów otrzewnowych mysich. Posługując się mikrosondą elektronową stwier-dzono, że drobiny ceramiczne o wielkości użytej w doświadczeniu ulegająfagocytozie w hodowli obu typów komórek. Przy czym drobiny hydroksyapa-tytu oraz fosforanu wapnia ulegają rozpuszczaniu we wnętrzu zarówno ma-krofagów, jak i f ibroblastów a powstałe w wyniku tego zjawiska jony wapniai fosforu są usuwane z komórek. Natom iast żadne z użytych w do świadczeniukomórek nie rozpuszczają sfagocytowanych drobin tlenku glinu, po zastoso-wanym czasie obserwacji ( jedna i dwie doby).

Należy podkreślić, że wnioski te są zgodne z wiedzą o analizowanych ma-

teriałach bioceramicznych opartą zarówno na badaniach ria zwierzętach jaki na doświadczeniach klinicznych, które wskazują, iż gęsty spiek tlenku glinuw odm ianie krystalo graficznej o jesi materiałem obo jętnym , zaś hydroksy-



( i . 7. M e t o d y a l t e r n a t y w n e w b a d a n i a c h h i o / .g o c l i i n A c i t n n l • i t ul <> w >0. ł

apatyt i tró j fosforan wap nia, m ater iałam i elteniK /nic aktyw nym i w kon takcie z tkankami biorcy. Przeprowadzone In doświadczeniu wskazują na to,iż aktywn ość tych ostatnich man ifestuje sic; juz na poziomie o ddziaływ aniaz komó rkam i. Zgodność uzyskanych wyników z doświadczen iem klinicznymzachęca do zastosowania przedstawionego modelu, jako elementu badań biomateriałów na etapie przedkliriicznyiu. Dobrym przykładom przydatnościtego typu badań mogłaby być ocena drobin glasjonomerów lub cementówkostnych zawierających glin. Znane są doniesienia, w których opisano przypadki encefalopatii , której towarzyszy podwyższony poziom glinu w tkan-

kach u pacjentów, u których dokonano rekonstrukcji tkanki kostnej za po-mocą materiałów zawierających glin [36,41,78,79]. Doniesienia te stały sic;powodem w ycofania tych materiałów z użycia. Wydaj e się, że testy przeprowadzone w opisanym t u mo delu pozwoliłyby ria wykrycie niebezpieczeństwuuwalniania się glinu z tych materiałów już na etapie badań b i o z g o d n o ci mmtro.

( i .7 . 3 . M o ż l i w o ś c i j a k i e d a j ą m e t o d y a l t e r n a t y w n e w p o r ó w n a n i uz d o ś w i a d c z a l n ą i m p l a n t a c j ą w o c e n i e b i o z g o d n o ś c i

(i .7.3.1. Efektywność

Zagadnieniem, na które warto zwrócić uwagę postulując, większy udział badań in mtro w przedklinicznej ocenie biozgodności jest efektywność zastosowartych procedur. Wobec stale rosnących technologicznych możliwości mo

dyfikacji materiałów implantacyjnych, doświadczalna weryfikacja przydałności wszystkich, teoretycznie obiecujących rozwiązań, na drodze iniplant.aeji do tkanek prowadziłaby do konieczności zaangażowania absurdalniewielkiej liczby zwierząt doświadczalnych. Przetestowanie jednego tylko tnnteriału o różnej porowatości, krystaliczriości, poddanego modylikncjoin mającyrn poprawić jego biozgodność, wymaga wyodrębnienia kilku grup dowiadezalnych. Także uwzględnienie różnych okresów obserwacji, sto iiwne|liczby próbek, oraz więcej niż jednego typu analizy, wpływa na znacznywzrost l iczby eksperymentalnych implantacji . Zilustrowano to sclieinatycznie na rys.6.7.

Wiad omo, że takie cechy jak gładkość powierzchni, porowatość, krystaliczriość struktury, wielkość ziarna w przypadku materiałów polikrystalicznych, implantacja jonów pierwiastków do warstw powierzchniowych, powloki nanoszone na powierzchnie wszczepów według różnych technologii mają

wpływ na reak cję tkanek biorcy w stosunkucł o

biomater ia łu1 1 0 , 2 0 , 3 3 , 3 9 , 6 6 ,

7 6 , 1 0 0 , 1 0 8 ] . Istnieje zatem potrzeba, efektywnej weryfikacji wpływu modyfikaeji właściwości materiału ttn |ego biozgodność. Wiele doświadczeń ni w/7



MM l i M m l i i i i i n b i o z g o d n o ś c i i i i u t c r i a l ó w i i i i p l n i i t a c y j n y c l i

MOMAIKUIAL

właściwości w kontakcie z tkankami biorcy wp ływa ją na liczbę ekspery-mentalnych implantacji do tkanek zwierząt doświadczalnych w testachbiozgodności in vivo.

ro wskazuje na to, iż wpływ wymienionych cech materiału na ustrój biorcymanifestuje się już na poziomie komórkowym i przynosi mierzalne efekty wobserwacjach komórek w hodowli [2,4-6,14,22,24,34,54,67,77,107], Jest to otyle warte wykorzystania, że eksperymenty in vitro są krótkotrwale, zatempozwalają na szybkie uzyskanie pierwszych wyników pokazujących skutki

ewentua lnych modyf ikac j i mater ia łu .Dla zilustrowania wysokiej efektywności badań pozaustrojowych przy-

toczono poniżej dwa przykłady badań własnych.I ' ierwszy przykład dotyczy przesiewowej analizy tytanu o trzech róż-

nych m odyfikacjach powierzchni [60]. Przed miotem bada nia by ła obse rwacjakomórek izolowanych z ludzkiej tkanki kostnej w bezpośrednim kontakcie zkażdym z testowanych materiałów, z tytanem niemodyfikowanym, oraz zestandardowym podłożem hodowlanym (płytka 96-studzienkowa). W szcze-gólności oceniano morfologię komórek rozpłaszczonych na analizowanychpowierzchniach, żywotność komórek, oraz ich różnicowanie (aktywność fos-fatazy alkalicznej, oraz poziom osteokalcyny w hodowli) .

W doświadczeniach użyto po 20 próbek każdego z analizowanych ma-li i ia Iow, oraz tytanu niemodyfikowancgo, w tym p o 18 próbek do testówilościowych i po dwie do oceny morfologicznej. Przeprowadzono pon adto ba-dania dalszych 6 dodatkowo modyfikowanych próbek z każdej z badanychgrup i porównano je z próbkami wyjściowymi w tym samym doświadczeniu,co podnosi wiarygodność uzyskanych wyników. W sumie poddano obserwa-



( i. 7. M e t o d y a l t e r n a t y w n e ! w I m d a n i a e l i l i i o / g o d n o ś c l i n n t e i l i i l ó w

ej i w bezp ośrednim kontakc ie z os teob las ta ini ludzkimi HM próbki tes towarie i kontro lne ( ty tan nicm odyfi kowany) m ater ia łó w, s tos ując dwa okresyobserwacji i komórki pochodzące od t rzech dawców. Analiza takie j l iczbypróbek odpowiadałaby s tu cz terem implar i tac joni do tkanek zwierząt t rzechs z c z e pów w s obnyc h . A bs t r a hując od uz ys ka nyc h w yników , na le ży podkroślić wysoką efektywność zas tosowanych metod. Efekty doświadczeń m miro,s kore low a ne z ba da n ia mi prz e prow a dz onymi w l a bora tor ium ma te r i a łow ym ,da ły pods ta w ę do w s tępne go w yłonie n ia ma te r i a łów w a r tyc h da l s z e j a na l i -zy, e l iminując konieczność l icznych doświadczalnych implantac j i próbek do

tka ne k z w ie rz ą t l a bora tory jnyc h na w s tępnym e ta p ie oc e ny z a s tos ow a nyc hmodyf ika c j i .

Drugi z przykładów i lus truje możliwość znacznego skrócenia czasu polrzebnego do wyciągnięc ia pierwszych wniosków o zachowaniu s ię badanej" ,omater ia łu w kontakcie ze środowiskiem biologicznym dzięki zas tosowaniuobserwac ji po zau stro j owych. Porówn ano wyniki własnych badal i nad biogodnością kompozytów węglowych skonstruowanych w formie włókien wi,glowych przebiegających równolegle w osnowie węglowej , prowadzonych ww a runka c h in vivo i w hodowlach komórkowych. Do oceny skutków implnntac j i próbek kom pozy tów d o kości zbi te j szczurów n a okres I i I.S tygodni ,o ra z kró l ików na okre s 12 tygodni z a s tos ow a no na s tępując e me tody:

obserwację his tologiczną tkanek w kontakcie z wszczepem,

ocenę morfologiczną wszczepów usuniętych z tkanek przeprowadzoną

prz y pomoc y s ka ningow e go mikros kopu e le k t ronow e go,

mikroa na l i z ę r e n tge now s ką prz e prow a dz oną c e le m oc e ny roz k ła du w apnia i węgla na granicy pomiędzy wszczepem a tkanką, a także we win;t r z u w s z c z e pu ,

tes t wypy chan ia impla ntu z określeniem wy trzym ałości z łącza t łumka-wszczep na śc inanie (w porównaniu z kontrolą pozytywną w po , inc i a na log ic z ne go t e s tu prz e prow a dz one go z użyc ie m l iyd ioks ya pa ly tui kont ro lą ne ga ty w ną z w ykorz ys ta n ie m w s z cz e pów w ykona nyc h z es ta l i c h i rurg ic z ne j 31 (>L),

określenie wytrzymałości na śc iskanie tes towanych wszczepów po I I S I I

nięc iu z tkanek zwierząt w porównaniu ze s tanem wyjściowym |(»l , ( i ' . ! |

Uzyskane wyniki pozwoliły na wyciągnięcie następujących wniosków dołyczących wz ajem nego oddziały wan ia wszczepów węglowych i tkanek biorcy: nie stwierdza się negatywnych skutków iniplantaeji, wszczepy podlegająprzebudowie, przy czym struktura włókien węglowych pozostaje nieziuieiiio



l i I ł i i i h i i i u i Ii i< >/ .( ', <> (! il o śc i m a t e r i a ł ó w i m p l a n t a c y j n y c l i

na, zaś osnowa węglowa ulega degradacji; tkanka wnika pomiędzy włókna,organizując się w tkankę kostną nawet, głęboko we wnętrzu wszczepu. Dajeto rodzaj zamocowania wszczepu w tkankach, zaś towarzyszy ternu znacznyspadek wytrzymałości kompozytu na ściskanie.

W badaniach in nitro, w bezpośrednim kontakcie próbek analogicznychwszczepów z fibroblastarni mysimi 3T3, lub makrofagarni izolowanymi z ot-rzewnej myszy, s twierdzono, że badany mater ia! nie w ywołuje efektu toksy-c z n e g o , co potwierdzono w teście M T T ; nie powoduje aktywacj i makrofa-gów, które j przyjętą miarą był poziom t lenku azotu w hodowli ; nie zak-loea aktywacj i makrofagów innymi czynnikami (zas tosowano interferon 7) .Komórki obydwu typów podejmują fagocytozę sproszkowanej osnowy kom-pozyt,u, zaś po trzech dniach hodowli makrofagów na podłożu litych pró-bek kompozytowych obserwuje s ię ubytki mater ia łu w postaci otworów, naścianach których obserwuje s ię w skaningowym mikroskopie e lektronowymrozpłaszczone komórki [63].

Przytoczony tu przykład porównania wyników badań in vivo i in nitroi lus t ruje sytuację, w które j badania przeprowadzone w hodowlach komórko-wych pozwoliły na wyciągnięcie podobnych wniosków co do interakcji ba-danego materiału ze środowiskiem fizjologicznym jak wyniki implantacji dotkanek zwierząt. Przy tym wszystkie doświadczenia in nitro przeprowadzo-no w przeciągu tygodnia , podczas gdy doświadczenia in uino t rwały rok.Wyższość obserwacji in uino nad badaniami in nitro w opisywanym modelupolega na tym, iż badania w hodowlach komórkowych nie dały podstaw do

przewidywania zdolności tkanki kostnej do odtwarzania się w bezpośred-nim kontakcie z badanym mater ia łem. Natomiast w wyniku implantacj i dotkanek zwierząt potwierdzono, że dochodzi do osteointegracji implantów.Jednak rozbudowanie modelu in nitro poprzez obserwacje w hodowli oste-oblas tów, dałoby podstawy do oceny potencja łu os teogennego komórek wkontakcie z badanym materiałem. Przy czym, należy podkreślić, że obser-wacja odtwarzania s ię tkanki kostnej przy wszczepach implantowanych wukładzie s ta tycznym, jak to miało miejsce w przytoczonym przykładzie ,także dostarcza raczej informacji o tolerancji ze strony tkanki kostnej wstosunku do mater ia łu, nie dając podstaw do przewidywania , czy dojdziedo osteogeriezy w kontakcie z wszczepem obciążonym.

(>.7.3.2. Nowe możl iwości oceny wpływu dynamicznych funkcji pełnio-nych przez; implant na kontaktujące się z nim komórki

W niektórych zas tosowaniach biomater ia łów, pozytywny efekt implantacj izależy nie tylko od tolerancji tkanek względem wszczepu w warunk ach sta-tycznych, ale także od skutków współpracy mechanicznej pomiędzy itnplan-



( i .7 . M e t o d y a l t e r n a t y w n e w b a d a n i a c h h i n z g n d l i o r i i i n i i i l i t I n l ń w i ll 'i

tern a tkankami biorcy. Sytuacja taka ma miejsce w przypadku rekonslrukcji niektórych element,ów układu krążenia, oraz w h kon Irukcjacli uk ładukostno-stawowego. Stanowi to poważny problem w przedklinicznej oceniebiozgodności. Podczas eksperymentalnej implantacji u zwierząt wszczepyumieszczane są zwykle w tkankach w innym układzie niż ten, jaki występować ma w klinicznym zastosowaniu testowanego materiału. Doświadczeniutego typu p ozw alają jedynie n a uzyskanie ogólnej oceny tolerancj i mater ia łuprzez tkanki zwierząt. Na przykład śródkostnej implantacji biomateriałóww układzie s ta tycznym, jaki zwykle występuje w warunkach doświadczałnych, towarzyszy na ogół odtwarzanie się tkanki kostnej biorcy w hc/.pośrcdnim kontakcie z implantem. Nie oznacza to jednakże, że wszczep obciążony,wyko nany z analizowanego ma teriału zostanie otoczony tkanką kost ną bezpośrednictwa tkanki łącznej zbitej w zastosowaniu klinicznym.

O tym, że ruch względny pomiędzy implantem a tkankami bion y ino/emieć decydujący wpływ na zdolność odtwarzania się tkanki kostnej biorcyw bezpośrednim kontakcie z wszczepem świadczą zarówno wyniki pnu ekpe rym en taln yc h, ja k i doświadc zenie kliniczne |7,8,30,31 ,33, 11,93 9'>,I0.'>|

Symulacja oddzia ływań pomiędzy mater ia łem a tkanką biorcy jakie lowarzyszą mechanicznym funkcjom implantów nic jes t ła twa w warunkacheksperymentalnej implantacj i doświadczalnej u zwierząt . W zakres ie doświadczeń w obrębie tkanki kostnej należy wspomnieć o pracach Albrekts .ona, Aspenberga, Soballe, czy też Van der Visa, są one jednak dalekim przybl iżeniem sytuacj i kl inicznej i wym agają przeprowadzenia o bciążających za

biegów chirurgicznych na zwierzętach [7,93,9 /l,105|.Tym czasem powstało już wiele układów doświadczalnych do tes towania

biomater ia łów in vitro, znacznie wyprzedzających procedury określone uoimami, w których kontaktowi komórek z biomateriałem towarzyszy układ linprężeń [15].

Spośród znanych z piśmiennictwa układów doświadczalnych III vil.ro, wktórych wy stępują naprężenia , najbl iższe sytuacj i wy stępującej w kontakciewszczepu z tkankami wydają się modele, w których komórki poddawane :.ąekspozycji na przepływ cieczy. Zainteresowanie zastosowaniem przepływuw hodowlach komórkowych zapoczątkowała chęć przybliżenia in mim r/ eczywistych w arunków, w jakich funkcjon ują w ustroju komórki krwi orazkomórki śródbłonka w związku z przepływem krwi w naczyniach krwionośnych. Pierwsze pozaust.ro jowe modele tego rod zaju realizowano przy użyciuadaptowanych do takiego zastosowania wiskozymetrów (lepkościomierzy)

|11,29,05 ,70]. W 1992 roku Ook awa |7 1|, a 199-1 roku Klein 11«| opra cow alispecjalny system do realizacji przepływu cieczy przez komorę, w której hodow ane są komórki (ang "parallcl plate llow ehainliei system") i w takim



l i ł l ,n I u II i II l i i o /. g o i ll i o S e i m i l l e n n i ó w I m p l a n l , ' i ey j n y e l i

lul) podobnych systemach przeprowadzono wiele doświadczeń nad komórka-mi różnych typów [42,69,70,85,88,101,102|. Badania te dotyczyły głównieoceny sposobu, w jaki komórki ad ap tuj ą się do warunków przep ływu cieczy.IHekt odrywania komórek od podłoża wywołany ruchem cieczy analizowanonatomiast, metodą, w której komórki atakowane są pionowo skierowanymsilnym strumieniem cieczy (ang.: jet impingement method). W 1993 możli-wość użycia tej metody do porównania przylegania komórek do powierzch-ni różnych biomateriałów relacjonował 0 'Connor i współprac. [68], jednakRichard i współprac, wykazali , że w tej metodzie dochodzi do zniszczenia

komórek, bowiem siły kohezji , czyli wytrzymałość komórek na rozerwaniesą mniejsze, niż siły adhezji, zatem metoda ta nie pozwala na ilościową oce-ni; przylegania komórek do podłoża [80]. Całe urządzenie mikroskopowe, wktórym możliwy jest bardzo precyzyjny pomiar siły ścinającej przyłożonejdo pojedynczej komórki w kierunku równoległym do podłoża skonstruowałYamarnoto |109|. Niestety w modelu tym określenie siły dekohezji wyma-ga kontroli zjawiska odrywania się komórki za pomocą kamery video i ztej racji można tę metodę zastosować jedynie do podłoży przeziernych, gdytymczasem większość biomateriałów nie przepuszcza światła widzialnego.

Znane są ponadto układy doświadczalne, w których komórki w hodowlipoddawane są działaniu ciśnienia hydrostatycznego [49,50,110], bądź teżhodowane są na podłożu poddanym odkształceniu. W tych ostatnich komór-ki wysiewane są na ogół na podłoża wykonane z polimerów poddawanychnastępnie działaniu podciśnienia, które, zastosowane cyklicznie, powodu-

je odksz tałcani e po dłoża realizowane z zad aną częstotliwością [11,18,46,87,90,9I,90| Komercyjnie dostępne urządzenie tego typu, tzw Flexercell StrainI Init , (Flexcell International Co.) opracowane zostało przez Banesa i współ-prac. w 1985 roku [12]. Wydaje się, że wiele z tych układów doświadczal-nych można zaadaptować dla potrzeb badania biozgodności materiałów im-p lan tacy jnych in vitro. W naszym laboratorium opracowano dwa oryginal-ne modele doświadczalne, w których warunki in vitro stanowią przybliże-nie wybranych elementów wzajemnego kontaktu pomiędzy materiałem en-doprotezy a tkanką kostną. W jednym z nich, cykliczny ruch obojętnegodla komórek hydrożelu symuluje mikroruchy pomiędzy wszczepem a tkankąbiorcy, i pozwala na ocenę wpływu tego efektu na komórki kostne w hodow-li W drugim obs erwuje się skutki cyklicznego odkształce nia m etalowegopodłoża stosowanego w produkcji endoprotez, zastosowanego jako podłożedla komórek kostnych in nitro [60,92].

Wyniki uzyskane w tego typu doświadczeniach wskazują, że efekty od-działywania mechanicznego pomiędzy wszczepem a elementami środowiskafizjologicznego występują na poziomie oddziaływania biomateriału z komór-



l i .7 . M e t o d y a l t e r n a t y w n e w b a d l i l i l i u l i b i o / g o d I II i ś c i m u l i f l l i l ć w

kami w hodowli, eksperymenty tego typu mogi| zatem '.tmiowic 1111 < • i < -su) j j< •< •narzędzie w badaniach biozgodności poza ustrojem.

(>.7.3.3. Lepiej sprecyzowan o warunki eks pery me ntu naukowegoMożliwości analizowania mechanizmów odpowiedzialnych za ro-dzaj kontaktu pomiędzy materiałem a ustrojem biorcy, a nietylko jego skutków

Badanie miejscowej reakcji po implantacji testowanego materiału do tkanek

zwierząt doświadczalnych jest najbardziej bezpośrednim sposobem ocenywpływu materiału na tkanki biorcy metodami standardowymi (patrz: rozdział 6). Przedmiotem obserwacji są skutki kontaktowania się tkanek z badanym mater ia łem, na tomias t t rudno jes t na pods tawie tego typu badanwyciągnąć wnioski dotyczące m echanizmów odpow iedzialnych za ob.et wowany efekt. Wynika to z jednej stro ny ze złożoności układu III MVU, / drugi ' ' !zaś, z niemożności prowadzenia obserwacji w sposób ciągły, a gdynle po ,adanych z góry, zwykle dwóch, okresach obserwacji . Tymczasem, woln i coraz bogatszej o ferty możliwych modyfikacji materiałów wszczepialnych, polrzebna jest umiejętność wskazywania, w jaki sposób różne cechy m a t e r i a

łowe implantu wpływają na poszczególne elementy odpowiedzi biologie/nej. Daje to podstawę do świadomej modyfikacji biomateriałów, co ma ogromne znaczenie zwłaszcza wobec rosnącego zapotrzebowania na implantywykazujące się aktywnością w kontakcie z tkankami biorcy.

W początkowym okresie stosowania sztucznych materiałów implanta

cyjnych dążono do uzyskiwania wszczepów jak najba rdzi ej obojętnych (ang,inert) w kontakcie z tkankami, uważając chemiczną trwałość za standardbiozgodności. Obecnie zaś od nowoczesnych biomateriałów często oczekujesię reaktywności w środowisku fizjologicznym, prowa<lżącej, w /ale/,itoścl odfunkcji wszczepu do stopniowej resorpcji implaritowancgo materiału, bigiteż aktywności powierzchniowej.

Na przykład , w przypad ku materiałów do rekonstrukcji tkanki ku im ipożądana jest zdolność materiału do tworzenia bezpośredniego, l. iwa legopołączenia z tkanką kostną biorcy, tak, ażeby uzyskać jak najlepszą współpracę mechaniczną pomiędzy wszczepem i kością |13,39,f)7|. Z tego punktuwidzenia istotna jest możliwość ustalenia wpływu testowanego materiałuna poszczególne elementy procesu odtwarzania się tkanki kostnej w miejsen interwencji chirurgicznej i późniejszej przebudowy kości. Obserwacje whodowlach komórkowych, gdzie eksperymentator ma wpływ na liczbę i to

dz aj zmiennych w ystępujących w układzie doświadczalnym , da ją możliwościanalizowania rozdzielnie poszczególnych elementów wzajemnego oddziaływauia ma teri ału i środowiska fizjologicznego.



•r>11) l i H i u l a n i a h i o z g o i l n o ś c i m a t e r i a ł ó w i m p l a n t a c y j n y c h

Lepiej sprecyzowane warunki eksperymentu naukowego dają możliwość ana-lizowania mechanizmów odpowiadających za rodzaj kontaktu pomiędzy bio-materiałem a komórkami oraz tkankami biorcy a nie tylko jego skutków. Dlaprzyk ładu, w doświadczeniach Algana i wspó łaut. poszukiwano mechanizm uszkodliwego wpływu na tkankę kostną biorcy cząstek polimetakrylanu mety-lu (PM.MA) stosowanego jako podstawowy składnik tak zwanych cementówkostnych używanych w alloplastyce stawowej [3 | . W tym celu hodowanomakrofagi w obecności cząstek PMMA i określono poziom wybranych cy-tokin, t j . : prostaglandyny PGE2, interleukin: IL-la i IL-1/3, oraz czynni-ka martwicy nowotworów TNFa w takiej hodowli. Stwierdzono znaczącywzrost stężenia TN Fa . Następnie inkubowano czaszkę szczura z medium p ochodzącym z takiej hodowli i zaobserwowano znaczący wzrost poziomu wap-nia, oraz prostaglandyny PGE2. Kiedy do układu dodawano przeciwciałoprzeciw TNEa, efekt idegał zahamowaniu. Na podstawie tej obserwacji au-torzy zasugerowali, że możliwym mechanizmem odpowiedzialnym za re-sorpcję kości wywołaną obecnością cząstek PMMA jest produkcja PGE2przez komórki kostne w odpowiedzi na TN Fa uwalniany przez makrof agiw obecności drobin P M MA . Zacytowan a praca jest jednym z bardzo wieludoniesień dotyczących próby wyjaśnienia poszczególnych elementów wpły-wu biomateriałów na organizm biorcy na poziomie komórkowym i służytu jedynie za przykład możliwości jakie dają obserwacje prowadzone pozaustroje m. P ojawia się w piśmiennictwie coraz w ięcej prac stanowiących ory-ginalne propozycje modeli do oceny biomateriałów w kontakcie z komórkami

in miro. Niektóre doniesienia tego typu zacytowano w pracach poglądowych|23,35,59], wiele z nich zebrano w specjalnym num erze czasopisma Bioma te-rials, który ukazał się w grudniu 1999 roku pod tytu łem "Cu rrent Challengesm ( 'cli-Biomate riał Interactions". vol 20, No 23/24. Stale poj aw iają się nowedoniesienia tego typu.

(i .7.3.4. Wiarygodność

Nie bez znaczenia dla naukowej wartości obserwacji wzajemnego oddziały-wania materiału wszezepialnego z ustrojem biorcy jest fakt, iż w doświad-c z e n i a c h in miro można przeanalizować znacznie większą liczbę próbek, orazdokonywać licznych powtórzeń poczynionych obserwacji , co znacznie pod-nosi wiarygodność wyników.

(i .7.3.5. Uniknięcie różnic iniędzygatunkowych

Najgłośniejszym bodaj przypadkiem tragicznych skutków klinicznego zas-tosowania leku, który został dopuszczony do stosowania na podstawie po-



Ii.7. Me tody alternatywne w badaniach biuzj-odntjnci iintlei tulóu

zytywriych prób z użyciem zwierząt doświadczalnych było zastosowanie talidomidu, który okazał się silnym leratogcneiu u człowieka, jako jednego znielicznych ssaków.

W badaniach nad biomateriałami znane są doniesienia na temat odntierinych skutków implantacji tego samego materiału do tkanek różnychzwierząt, zwłaszcza tam, gdzie biomateriał służy jako podłoże dla substancjibiologicznie czynnych. Na przykład w pracy Lepperta pokazano, że dostępność substancji czynnych podawanych podskórnie ria podłożu siatki stalowej

była zupełnie inna w przypadku szczurów i psów rtiż zastosowana u owieci krów [58]. Chafke zaobserwował znaczne spowolnienie degradacji ałbuntirty użytej do uszczelniania sztucznych naczyń krwionośnych po iniplantaejido tkanek ludzkich w porównaniu z wynikami analogicznych iniplantaeji dotkanek zwierząt [19]. Rippamonti relacjonował osteoindukcyjne właściwo-c i hydroksyapa ty tu implan towanego podskórn ie u małp cz łekoksz ta ł tnychprzy czym nie udało się powtórzyć tego efektu u innych gntunków |M|

Można sądzić, że badan ia nad przyleganiem komórek, czynnikiem I dotriym dla biozgodności materiału, także mogą być zależne od gatunku 1 jnkiego pochodzą komórki. Wiąże się to chociażby z różną wielkością komórekizolowanych od człowieka i od zwierząt, co może się przekładać na odmieńna wrażliwość komórek na takie cechy powierzchni badanego materiału jaknp. tekstura, czy wielkość ziarna.

W alternatyw nych badania ch biozgodności w hodowlach komórkowychin nitro , is tnieje możliwość obserwacji badanych biomateriałów w kontakcie

z komórkami i tkankami ludzkimi. Jest to znacząca przewaga nad badaniamimateriałów w kontakcie z tkankami zwierząt doświadczalnych, mająca istotrte znaczenie dla przewidywania zachowania się materiałów wszezepialnycliw tkankach ludzkich w zastosowaniach klinicznych.

6 . 7 . 4 . O g r a n i c z e n i a , j a k i e t o w a r z y s z ą z a s t o s o w a n i u t e c h n i k a l l e in a t y w n y c h

Oczywistym ograniczeniem metod in nitro jesi niemożność odtw orze nia \tuacji , w której występowałyby jednocześnie wszystkie elementy obecne wukładz ie in vivo. Obserwacje hodowli komórkowych lub tkankowych w bez-pośrednim kontakcie z biom ateriałem mogą dostarczyć szczegółowy cli iuloirnacji o sposobie, w jaki mater iał wpływa na poszczególne funkcje komórek,jednakże znaczenie tak uzyskanych wyników dla jednoznacznej odpowiedzi

na pytanie o biozgodność badanego materiału jest przyczynkowe.l-akt, ze obserwacji- prowadzone są w układzie zamkniętym, jakim jesihodowla komórek III mtro, z jednej strony ułatwia wyciąganie wniosków z



l i M n i l ii i i ii i . N i e z g o d n o ś c i i n i i l . c r i a l ń w i u i p l a n t a c y j n y c l i

uzyskanych wyników, z drugiej strony może prowadzić do poważnych błędówna etapie uogólnienia zaobserwowanych zjawisk do sytuacji in vivo. N a j -prostszym przykładem mogą tu być zmiany kwasowości układu, zależne odbadanego biomateriału, podlegające zupełnie innej regulacji w warunkachin nitro niż ma to miejsce w ustroj u biorcy. Z tego powodu wnioski dotyczącenawet tak elementarnej cechy materiału jak toksyczność muszą być inter-pretowane świadomie. W szczególności materiał, który wywołuje efekt cyto-toksyezny in nitro nie musi powodować martwicy po implantacji . Z drugiejstrony uwidocznienie w hodowli komórkowej efektu cytotoksycznego, którynie zostałby dostrzeżony podczas eksperymentalnej implantacji , może byćwskazówką do udoskonalenia badanego materiału. Umiejętność interpretacjiwyników poszczególnych obserwacji in nitro ma krytyczne znaczenie dla rolitechnik alternatywn ych w bada niu biozgodności.

( i . 7 . 5 . P e r s p e k t y w y

Wydaje się, że perspektywy rozwoju alternatywnych technik w ocenie bioz-godności biom ateriałów są nierozerwalnie związane z rozwojem nowej dyscy-pliny nauk medycznych jaka jest inżynieria tkankowa. Jest to, cytując zaLangerem i Vacantim, interdyscyplinarna dziedzina angażująca wiedzę z za-kresu nauk przyrodniczych oraz inżynierską metodologię w celu uzyskaniabiologicznych substytutów służących odtworzeniu, podtrzymaniu lub ulep-szeniu funkcji tkanek [56]. Rozwój inżynierii tkankowej otworzył nowe polezastosowań biomateriałów. Hench pisze o nowej, trzeciej generacji bioma-teriałów |38), dla której wyróżnikiem jest już nie tylko aktywność, czy teżresorbowalność materiału (druga generacja), lecz cel implantacji , jakim jestpobudzenie własnych tkanek biorcy do podjęcia funkcji naprawczej. Nie jestprzedmiotem niniejszego rozdziału szersze omawianie tego niezwykle aktual-nego zagadnienia. Jednak dla pokazania związków pomiędzy alternatywny-mi technikami badania biozgodności a perspektywą, jaką dla biomateriałówstała się inżynieria tkankowa, warto wyróżnić trzy obszary zastosowań bio-inateriałów w tej dziedzinie, a mianowicie:

1. 1 'odłożę dla subs tancji czynnych odgryw ających rolę w regeneracji tka-nek biorcy (np. czynniki wzrostu);

'.!. Narzędzie w inżynierii komórek in nitro - podłoże dla komórek hodo-wanych in nitro w ce lu t ransp lan tac j i ;

3. Nośnik dla komórek (tkanek) przeznaczonych do implantacji .

Wzbogacanie biomateriałów czynnikami wzrostu stosuje się albo dla popra-wienia integracji wszczepu z tkankami biorcy, albo celem uzyskania lokal-



l i . 7. M e t o d y a l t e r n a t y w n e w b a d a n i a c h bi i> zj ', i> d ni >A c l i i i n l i m d i ' * "

nogo źródła czynnika wzros tu i> kont ro low a ne j k i n e t y c e uwalniania go <lotkanek i poprzez to utrzymującego s ię przez pożądany < /n c zynnik a wplywającego na różnicowanie komórek in s i tu. 1 'okrewnym, a chronologiczniewcześnie jszym zas tosowa niem ł) iomater ia lów w pod obn ym u kładzie jes t takzwany sys tem mie jscowego podawania leku, gdzie dz ięki umie jętności kontrolowania uwalniania s ię leku z biomater ia łu uzyskuje s ię znacznie lepszye le k t n iż me toda mi t r a dyc yjnymi . I lus t r a c ją ros nąc e go z a in te r e s ow a nia t a -kimi sys temami niech będzie fakt , iż roczna sprzedaż produktów farmaceu-tycznych tego typu w Stanach Zjednoczonych zbl iża s ię obecnie do 20 miliardów dolarów [55].

B ioma te r i a ły mogą być s tos ow a ne j a ko podłoża d la komóre k l iodow anyc h i modyf ikow a nyc h in vitro w c ela ch t r a n s p la n ta c y jnyc h , dz ięk i t e mu, z emogą one wpływać na przyleganie i funkcje komórek w za leżności od l icznych cech mater ia łowych takich jak: zwilża lność powierzchni , energia powierzchniowa, krys ta l iczność, ładunek powierzchniowy, topograf ia powic i ,eh ni, wielkość i rozm ieszc zenie porów .

Za s tos ow a nie b ioma te r i a łu j a ko rus z tow a nia d la p rz e s z c z e pu komoie klub tka ne k j e s t na jba rdz ie j s pe k ta kula rnym s pos obe m w ykorz ys ta n ia Inoma ter ia łó w w inżynier i i tkankowej . Poszukiwanie ; optym alnyc h nośników dlakomóre k i t ka ne k j e s t boda j na ja k tua ln ie j s z ym z a ga dnie n ie m w inżynie r i ima te r i a łów me dyc z nyc h .

W pierwszym i t rzec im spośród wymienionych zas tosowań biomater ia łjes t e lemen tem u kład u wszczepia lnego, w drugim zaś, podło żem dla hodow

li komórek przeznaczonych do t ransplantac j i . We wszystkich zaś wyinienionyc h prz ypa dka c h , k luc z ow ym e le me nte m je s t konta k t , b ioma te r i a łu z komorka m i lub tka nka mi hodo w a nymi in v it ro . Z t e go punktu w idz e nia w s zys lk ie ba d a nia n a d w pływ e m bioma te r i a łów na komórki w hodow l i, w ynika jąc ez ba da ń b ioz godnośc i me to da m i a l t e rna tyw ny mi , z y s kują now y e n . i n in jąbe z pośre dnie z a s tos ow a nie w kons t ruow a niu pro duktów inżynie ri i f k n n k o w e |

in uitro.

W ten sposób a l te rna tywne techniki oceny biozgodności nie tylko śluządo weryf ikac j i pote ncja lnyc h biom ater ia łów na e tapie przcdkl ul icznym, a les t a j ą s ię narzędz iem d o tworzenia nowych urz ądzeń wszczepia ł nych przezna c z onyc h do r e kons t rukc j i t ka ne k .

6 . 7 . 6 . M e t o d y a l t e r n a t y w n e a s t a n d a r d y o k r e ś l o n e n o r m a m i

Szerokie omówienie badań biozgodności ujętych w międzynarodowych IIOImach znajduje s ię w rozdzia le 6. Poza oceną cytotoksyczności , oraz nicktórych b adań w ocenie ninter ia lćiw w kontakcie z krwią, znakom ita większość



l i l l i i i l i i i n a l i i o z g o i l n o ś i i i n a t . e r i al ń w i u i p l R i i t . a c y j n y c h

przewidzianych normą testów wymaga obserwacji w warunkach in vivo. Po -dejście alternatywne dotyczy możliwości ograniczenia lub wyeliminowaniatestów z użyciem zwierząt doświadczalnych. Takie podejście znajduje swo-je; odzwierciedlenie w regulacji Unii Europejs kiej 806 609/E EC , zgodnie zktórą zabronione jest używanie zwierząt doświadczalnych w eksperymen-tach medycznych wszędzie tam, gdzie istnieje alternatywa, pozwalająca nauzyskanie założonego efektu poznawczego bez konieczności przeprow adzaniadoświadczeń na zwierzętach. W podobnym duchu skonstruowano zalecenia70 768/EEC dotyczące produktów kosmetycznych , zabran ia jące badań na

zwierzętach w ocenie produktów złożonych, których części składowe prze-szły już pozytywnie testy dopuszczające do stosowania u człowieka. Ta re-gulacja dotyczy, jak wspomniano, produktów kosmetycznych, jednak możnasię spodziewać, że podobn e zapisy po wsta ną w niedalekiej przyszłości takżew odniesieniu do tzw. wyrobów medycznych, wśród których znajdują siętakże biomateriały.

Zasadniczo jednak, poza ograniczonym zastosowaniem w ocenie bioz-godności określonej normami, oraz odniesieniem do postulatów unijnych,alternatywne metody testowania biozgodności mają charakter oryginalnychprac poznawczych. Na obecnym etapie trudno jest je objąć jednolitą normąz następujących powodów:

1. Zastosowanie technik badawczych in vilro daje możliwości znacznegozindywidualizowania metody oceny biozgodności w ścisłej korelacji zprzewidywanym zas tosowaniem b iomater ia łu . Na obecnym e tap ie na-wet pojedyncze metody obserwacji in vitro służących temu celowi wwiększości mają charakter prac oryginalnych i nie są objęte tzw. wa-lidacją. Tym bardziej trudno jest znormalizować kompleksowe proce-dury dostosowane do poszczególnych zastosowań.

2. Alternatywne metody badań biozgodności pozwalają na wykorzysta-nie najnowszych metod badawczych i odkryć w zakresie biologii ko-mórki. Własność ta zyskuje na znaczeniu dzięki powszechności sto-sowania techniki hodowli komórek i tkanek in vitro w wielu dziedzi-nach biologii i medycy ny i wynikającego stąd szybkiego postępu zwią-zanego z dostępnością rekombinowanych białek, nowymi technikamistosowanymi w biologii molekularnej, mikroskopii konfokalnej, f izy-cznymi metodam i stosowanymi w hodowlach komórkowych. Znajd u-je to odzwierciedlenie w badaniach nad kontaktem biomateriałów zkomórkami, gdzie pierwsze doświadczenia polegały głównie na morfo-logicznej obserwacji komórek w kontakcie z testowanymi materiałami,gdy obecnie stosuje się techniki i lościowe wykorzystujące najnowsze



i i i M e t o d y a l t e r n a t y w n o w III U II I I I I IH II l i i oz | ' , o i | l l< m i I • 11 < 11 • i i i i l n u

meto dy badan ia układów biologicznych poza ustiojoiu Ponieważ nietodologia badań alternatywnych sl .alc MI ro/wi|n, objecie ich jednolitąnorma jest, na obecnym etapie prakt,y< znie niemożliwe

Zaawansowanie badań biozgodności metodami alternatywnymi wyprzedzaz a t e m znacznie procedury legislacyjne. Doświadczenia, w tej dziedzinie s p e ł -

niają głównie rolę poznawczą, w sensie formalnym zaś odw ołuj ą się do clastyezności norm, miesz cząc się w granicac h ogólnych zaleceń.

( i . 7 . 7 . P o d s u m o w a n i e

I 'odsum owując niniejszy rozdział można się odnieść do klasycznego juz postu la tu "3R" Russella i Burcha |83], zgodnie z którym doświad<'zenia z użycieni zwierząt doświadczalnych powinny być ograniczone do m inimum i prowadzone na jak najmniejszych populacjach zwierząt, (Reductiou), udoskonalone tak, ażeby zminimalizować cierpienia zwierząt, (Refineinent), oraz, oile t,o możliwe, zastępowane meto dami a lternatyw nymi (Iłcplaoenie nt),

W świetle omówionych w niniejszym rozdziale aspektów altei nuty wnyclimetod testo wania biozgodności, postulat "3R" w odniesieniu do badania biomateriałów można by interpretować następująco:

1. "Reduc tion" preselekcja

Ten postulat wydaje się być w badaniach biozgodności szczególnieistotny. Wynika to z licznych możliwości modyfikacji właściwości biomateriałów i, w konsekwencji , bardzo dużej l iczby materiałów wyinagających doświadczalnej weryfikacji biozgodności. ('elowym jest wię<zastosowanie wstępnej selekcji potencjalnych biomateriałów i na tymetapie nieocenionym narzędziem są metody m miro Pozwalają om(w krótkim czasie) zweryfikować skuteczność poczynionej niodyllkai |imateriału, bądź zachowanie się nowych materiałów w k o n t a k c i e z, k o

morkami lub tkankami w hodowli na podstawie krótkotrwałych, wiarygodnych i powtarzalnych obserwacji i w oparciu o uzyskane wytnki wyodrębnić najlepsze spośród testowanych materiałów. Ostateeznym kry te r ium przesądza jącym o dopuszczen iu mater ia łu implan tacyjnego do prć>ł> klinicznych, jest,, zgodnie z obowiązującymi obecnieprzepisam i, eksper yme ntaln a im planta cja do tkanek zwierząt, doświadczalnyeli . Preselekcja przeznaczonych do implantacji biomateriałów wobserwacjach pozaustrojowych wpływa na ograniczenie liczby t,a,kichzabiegów.



(i li H II IIM I I U I b i o z g o i l n o ń c i m a t e r i a ł ó w i m p l a n t a c y j n y c h

2. "Refinement"

W oryginalnej wersji postulatów "3R" "ulepszenie" dotyczy takiegoprojektowania eksperymentów ażeby zapewnić zwierzętom doświad-czalnym możliwie największy komfort podczas całej procedury. Abs-trahując od intencji Russella i Burcha, można nadać temu postulatowinowy sens, a mianowicie podkreślić te walory technik in mtro. którepowodują, że testy alternatywne wnoszą nową jakość do oceny bioz-godności. Świadome sterowanie liczbą zmiennych w układzie doświad-

czalnym, możliwość licznych powtórzeń doświadczenia w krótkim cza-sie, badan ia n a popula cjach o dużej l iczebności pró b podno szą w artośćnaukową badań prowadzonych w hodowlach komórkowych. Pona dto,badania alternatywne dają możliwość uniknięcia różnic międzygatun-kowych poprzez testowanie materiałów przeznaczonych do stosowaniaw klinice człowieka w kontakcie z ludzkimi komórkami i tkankami invitro.

3 . " R e p l a c e m e n t "

Całkowite w yeliminowanie badań z użyciem zwierząt doświadczalnychnie wydaje się obecnie możliwe. Wynika to stąd, iż obserwacje meto-dami alternatywnymi dotyczą poszczególnych zjawisk związanych zewzajemnym oddziaływaniem biomateriału i środowiska biologiczne-go, natomiast żaden z pojedynczych testów nie dostarcza komplekso-wej informacji o reakcji tkanek biorcy wobec badanego biomateriału.Z punktu widzenia analizy mechanizmów odpowiedzialnych za posz-czególne elementy odpowiedzi tkanek na obecność biomateriału możli-wość obserwowania wpływu materiału na wybrane cechy ustroju jestpożądana. Jednak dopuszczenie materiału do prób klinicznych wyma-gałoby zastosowania całej grupy testów in vitro (ang.: battery of tets)dobranych tak, ażeby został uwzględniony każdy typ możliwej inter-akcji materiał-tkanki. Jak zasygnalizowano w treści rozdziału, pow-staje coraz więcej układów doświadczalnych in nitro, konstruowanychz myślą o zbliżeniu warunków eksperymentu do sytuacji właściwejd la k l in iczne j implan tac j i badanego mater ia łu . Pows ta ją eksperymen-ty przeprowadzane w warunkach dynamicznych, symulujące oddziały-wania mechaniczne pomiędzy wszczepem a tkanką biorcy. Prowadzonesą obserwacje komórek w kontakcie z biomateriałem w różnej postacifizycznej, w tym zarówno w formie przewidzianej do implantacji , jak

i w postaci, w jakiej materia ł m oże występować w tkankach w wynikujego zużycia lub uszkodzenia. Stosuje się różne metody uwzględnieniawpływu obecności biomateriału, na różne typy komórek, na przykład



I l l b l i o g r n l i i i M V

w hodow lach m ieszanych (ang.: cocu lturc ). Roniufcn liezha doświadezeń tego typu pozwala na konstruowanie układów doświadc zalnych III

•nitro, coraz bliższych konkretnemu klinicznemu zastosowaniu biomateriału. Stwarza to możliwość stopniowej eliminacji eksperymentalnejimplantacji , jako podstawowej metody oceny biozgodności. Wydajesię, że w pierwszej kolejności może to dotyczyć przedklinicznej ocenyproduktów inżynierii tkankowej uzyskiwanych w oparciu o biomateriały - nośniki dla komórek hodowanych in vitro w celu t ransp lan tac j i .

Z powodów naukowych, pra ktycznych i etycznych alterna tywn e meto dy ba-dania biozgodności zyskują na znaczeniu. Stanowią cenne uzupełnienie standaniowych procedur oceny biozgodności materiałów iinplantaeyjnyeh unetapie przedklinicznym. W przyszłości zaś, zwłaszcza w perspektywie ruzwoju nowych sposobów sub stytuc ji tkanek i narządów m etodam i inzyiileintkankowej, będą miały decydujące znaczenie dla kliniczne!1,o zastosowaniabiomateriałów.


111 NłII consensus conference: Total hip replacemenl. NIII Consensus I >«•

velopment Panel on Total Hip Replacement. Jama 1995; 273: 1951)1956.

|2 | Ahmad M, Gawroński D, Blum J, Goldberg J, Gronowie/, C.: Dif

ferential response of human osteoblast-like cells to comm ercially purc(cp) titanium. grades 1 and Ą. J Biomed Mater Res 1999; -16 121 131

|3 | Algan S.M, Purdon M, Horowitz S.M.: Hole of tui nor nccrosis facto ialpha in particulate-induced bone resorption. .1 Or th op Iłes 1996; I I30-35.

|4] Altankov G, Groth T, Krasteva N, Albrecht W, Paul l> Moipholoi/ical euidence for a dijjerent fibronectin receptor orgam atum and fumtion during Jibroblast adhesion on hyd.rophi.lic aml hydinplioluc <//u vi

substrata. J Biomater Sci Polym Ed 1997; 8: 721 741).

|5] A nselm e I<, Bigerelle M, Noel B, Dufre sne 10, Ju da s I), lost A, Ha rdouin P.: Qualitative and. quantitati:oe study of human ostcoblasl a dhcsion on materials wil.h uarious surface rouyhn csscs. J Biomed MulerRes 2000; 49: 155-166.

|6| Anselme K, binez P, Bigerelle M, Le Magucr I), be Maguer A,llardouin P, llildebrand IIP, lost A, Leroy J.M The rclatinc influence



>18 l i I I m l i i n i i i l ii o / j^ i x l i l o ś c i m a t e r i a ł ó w i l i i p l m i t a i y j l i y i l i

of the topography an d chcmistry of TiAl6VĄ surfaces on osteoblasticceli behamour. Biomaterials 2000; 21: 1567-1577.

[7 | Aspenberg P, Goodman S, Toksvig-Larsen S, Ryd L, Albrektsson T.:Intermittent micromo tion inhibits bone ingrowth. Titanium implantsin rabbits. Acta Orthop Scand 1992; 63: 141-145.

|K| Aspenberg P, I lerbertsson P. : Periprosthetic bone resorptiori. Particlesnersus mouement. J Bone Joint Surg Br 1996; 78: 641-646.

|9 | Attawia M.A, Nicholson J.J , Laurencin C.T.: Goculture system to as-sess biocompa tibility of candidate orthopaedic m aterials. Clin Orthop1999: 230-236.

|10| Baier R.E, Meyer A.E, Natiella J .R, Natiella R.R, Carter J .M.: Sur-face properties determine bi.oadhesi.ve outeomes: rnethods and results..J Biomed Mater Res 1984; 18: 327-355.

|11| Baker P.N, Stranko C.P, Davidge S.T, Davies RS, Roberts J .M.: Me-chanical stress eliminates the effects ofplasm.afromp ati.ents with pre-cel,ampsia on endothelial cells. Am ,J Obstet Gynecol 1996; 174: 730-736.

112| Banes A.J, Gilbert J , Taylor D, Monbureau O.: A new uacuum-opera-ted. stress-provi.di.ng instrument that appli.es static or uariable durationcy clic tension or compression to cells in nitro. J Celi Sci 1985; 75:35-42.

[13] Barbosa M.A. Corrosion of metallic implants. In: Hastings G (ed.)Ilandbook of Biomaterials. London: Chapman & Hall; 1998: 420-463.

|I1 | Boyan B.D, Hummert T.W, Dean D.D, Schwartz Z. : Role of materiałsurfaces in regulating bone and cartilage celi response. Biomater ia ls1996; 17: 137-146.

|I5 | Brown T.D.: Techniąues for mechanical stimulation of cells in nitro:a rewiew. Journal of Biomechanics 2000; 33: 3-14.

|I6 | Canaple L, Nurdin N, Angelova N, l lunkeler D, Desvergne B.: Deuel-opment of a coculturc mod el, of cncapsulated cells. Ann N Y Aead Sci2001; 944: 350-361.



I ł i l i l i o g r a l i a

| I7 | Caropreso S, Ccrroni L, Marini S, Cooelun I) , Murtinetli H, CondoS.G.: Neatssity and. nalidily oj standard model;i Joi c.rpcrnncnlal preclinical evaluation of biomateiials. An t rampie of biologie characterization of a hydroxyapat/i.l,c-hased implant materiał. Minerva Stomatol1997; 46: 45-50.

|I8| Carvalho R.S, Scott J.E, Yen 10.II.: The ejjects of mechanical sl/irnulation on the distribution of beta 1 integrin and expression of bela1-integri.n rnRNA in TE-85 human osteosarcorna cells. Areli Oral lii

ol 1995; 40: 257-264.

|19] Chafk e N, Gasser B, Lindner V, Rouyer N, Rooke R, Kretz J .C , Nieolini P, Eisenmann B.: Albumin as a sealaril for a polycslcr nasculaiprosthesis: its im.pact on the healing seąuencc in humans. .1 Gardłovasc Surg (Torino) 1996; 37: 431-440.

120] Chehroudi B, Gould T.R, Brunette D.M.: Titanium coalcd imeroinuchined groones of different dimensions ajject. epithclml and connri lie<

tissue cells differently in vivo. J Biom ed Ma ter Res 1990; '.'I 12031219.

|211 Ghellat F, Tabrizian M, Dumitriu S, Chornet 10, Magny I', M.ivardG.H, Yahia L.: m nitro andin vivo biocompatibility of chitosan r.unlhunpolyionic com.plex. J Biomed Ma ter Res 2000; 51: 107-1 16.

|22] Chou L, Marek B, Wagner W.R.: Effects of hydroxylapat,ilc coaltngcrystallinity on biosolubility, celi attachment efjiciency and prolifcmtion in nitro. Biomaterials 1999; 20: 977-985.

[23] Cia pet ti G, Stea S, Cenn i 10, Sud anese A, Marra.ro I), 'Ibni A, Pizzoferrato A.: Toxici.ty of cyanoacrylates in nitro using cv!rud dilutiouassay on celi cultures. Biomaterials 1994; 15: 92-96.

[24] Degasne I, Basie M.F, Dernais V, llure C, Lcsourd M, Grollenu lt,Mercier L, Chappard D.: Effects of roughncss, Jibroin clin a ml mironectin on attachment, spre.ad.ing, and. proliferal.ion oj human osteoblast-like cells (Saos-2) on titanium surfaces. Ca.lc.il Tissue lut 1999;64: 499-507.

[25[ Diascro D.D, .Ji\, Vogel R.L, Johnson P. 10, Witherup K .M, P i tzenberger S.M, Rutledge S. .1, Preseott D.J, Rodan C.A, Schmidt A.

Iligh fal.I.y acul conl.cnl. ni. rabini serum is rcsponsiblc for the dij/ercnlialion o f ostcoblasts mto adipocytc-likc cells. ,1 Bon e M iner Res I99N;13: 96-100.



( I I I M I I I I I I I H l )i <) /, j; o (l i i( )ń c i m a t e r i a ł ó w i i n p l a i i t a c y j n y c h

|26| Du C, Su X.W, Cui F.Z, Zhu X.l).: Morpholog ical bc.ham.our of os-l.coblasts on diarnond-likc carbon, coating and amorp hous C-N film. inorgan culture. Biomaterials 1998; 19: 651-658.

[27] Fabre T, Schappacher M, Bareille R, Dupuy B, Soum A, Bertrand-Barat J , Baąuey C.: Study of a (trim.ethylenecarbonate-co -epsilon-caprolactone) polymer- part, 2: in nitro cytocom.patibili.ty analysis andin vi.no EDI celi response of a new nerue guide. Biomate rials 2001; 22:2951-2958.

|28| Faucheux N, Waroeąuier-Clerout R, Duval J .L, Haye B, Nagel M.D.:cAMI} lenels in cells attached to AN69 and Cuprophan: cAMP de-pendence of celi aggregation and the influence of serum.. Biomaterials1999; 20: 159-165.

|29| Frankę RP, Grafe M, Schnittler H, SeifFgc D, Mittermayer C, Drenck-hahn D.: Induction of human uascular endothelial stress fibres by fluidshear stress. Naturę 1984; 307: 648-649.

|30| Friedman R.J, Black J, Galante J.O, Jacobs J.J , Skinner H.B.: Cur-rent concepts in orthopaedic biomaterials and implant fixation. Ins t r('ourse Lect 1994; 43: 233-255.

|3I | Pukuoka S, Yoshida K, Yamano Y.: Estimation of the migration of

tihial componen ts in total knee arthroplasty. A roentgen stereopho-Ingrarnmetric analysis. ,J Bone Joint Surg Br 2000; 82: 222-227.

|32| Goo dma n S, Aspen berg P, Song Y, Reguła D, Lidgren L.: Polyethyleneand titanium. alloy particles reduce bone foimation. Dose-depen dencein bone haruest cham ber experimen ts in rabbits. Acta Or thop Scand1996; 67: 599-605.

|33| 1 lanawa T, Karniura Y, Yamamoto S, Kohgo T, Amemiya A, Ukai H,Murakami lv, Asaoka K.: Early bone formation around calcium-ion-implanted l/itanium. inserted in to rat tibia. J Biomed Mater Res 1997;36: 131-136.

|34| llan ein D, Geiger B, Addćuli L.: Difjerential adhesion of cells to enan-iiomorphous ery stal surfaces. Science 1994; 263: 1413-1416.

|35| l lanks G.rT, Wataha J.C, Sun Z.: In nitro rnodels of biocompatibility:A rcview. Dent, Mater 1996; 12: 186-193.



I ł i b l i o g n i l i i i

|36 | I lantson I1, Mahieu I', Gcrsdorfr M, Sindie ('.I, Lnuwerys li. En

cephalopathy with seisures aftcr nsc of (tl.unim.rmii conlarnmy bone cc•mant. Lancet 1994; 344: 1647.

|37| Haynes D.R, Rogers SD, IJay S, Rcarey M.J, Iłowie D.W.: The difjc.rences in toocicity and release of borie-resorbing mediators mduccd bytitanium. and cobalt-chromium -alloy wear particles. ,) Bone Joint SurgAm 1993; 75: 825-834.

[38) Hench L.L, Polak J.M.: Third-generation biornedical materials. Science 2002; 295: 1014-1017.

|39] Hench L.L, Wilson J.: Introduction. In: Niesz D.E (ed.) An Inlrotluction to Bioceramics. Salem: World Scientific Publishing; 1003

[40] Hirakawa K., Bauer T.W , Stulberg B.N, Wilde A.II , Senc M ( 7 m m ,terization and comparison of wear debris frorn failed total lny implant '

of different types. J Bone Joint Surg Am 1996; 78: 1235 1213

[41] Iloang-Xuan K, Perrotte P, Dubas F, Philippori .1, Poisson P.M. Myoclonic encephalopathy after exposure to aluminum . Lancet 1996; 347910-911.

[42] Hung C.T, Pollack S.R, Reilly T.M, Brighton C.T.: Real-time całemu,

response of cultured bon e cells to fluid Jlow. Clin Orthop 1995: 250 269

[43] Jacobs J.J , Gilbert J .L, Urban R.M.: Corrosion of metal orthopaedicimplants. J Bone Joint Surg Am 1998; 80: 268-282.

|44] Jasty M, Bragdon C, Burkę D, 0 'Connor I) , Lowenstcin .1, HannW . H . : In vivo skeletal responses to porous-surfaccd implants •mh jcctctlto smali induced motions. J Bone Joint Surg Ani 1997; 79 707 71 I

[45] John son I I.J, Nor thu p S.J, Seagraves P.A, Atallah M, Garv in P.J, LinL, Darby T.D.: BiocoTn.patibili.ty test proeedures Jor malcrials cualuation in vil.ro. II. Objective methods of t,oxieity assessment.. .1 BiomedMater Res 1985; 19: 489-508.

|46| Kas par D, Seidl W, Neidlinger-W ilke C, Igna tius A, ('lae s L.: Dynam

ic celi strct.ch.mg rnereases human osteoblast prolifc.uil.ion and ('/('I'synthesis bul dccw.ascs osteocalcin synthcsis and alkalinc phosphalascacl.imly. .1 Biomcoh 2000; 33: 45-51.



li I I n i la i ii i i b i o z g o i l n o ś c i m i l l e n n i ó w i m p l a n t i i c y j ii y c l i

| I7| Kim K.J, Chiba .), Rubasli I I.E.: in vivo and in vitro analysis of rnem-branes frorn hip proslheses insarted wilhout cement. ,J Bone Joint SurgAni 1994; 76: 172-180.

|48| Klein CL. Otto M, Kehler H, al. e.: Adhesion of platelets and neu-trophilic granulocytes on glass and FEP Teflon du ring exposure toshear stress in a parallel plate flow cham,ber system. Colloids Surf BBiointerfaces 1994; 3: 229-239.

| I9| Klein-Nulend J, Roelofsen J, Sterck J.C, Serneins C.M, Burger E.H.:Mechan ical loading stirnulates the release of trans orming growthfaetor-beta acti.vi.ty by cultured mouse caluariae and periosteal cells..J Celi Physiol 1995; 163: 115-119.

|50| Kolpakov V, Rekhter M.D, Gordon D, Wang W.li , Kulik T.J. : Effectof mechanical forces on growth and matrix protein synthesis in the innitro pulmonary artery. A nalysis of the role of indiuidual celi types.Circ Res 1995; 77: 823-831.

|5I | Krause A, Cowles E.A, Gronowicz G.: Integrin-rnediated signaling inostcoblasts on titanium. implant materials. J Biomed Mater Res 2000;52: 738-747.

|52| Kudelska-Mazur D, Lewandowska-Szumieł M, Komender J. : Humanosl.eoblast in contact with uarious biom aterials in nitro. Ann Trans-plant 1999; 4: 98-100.

|53| Labat B, Chamson A, Frey J. : Effects of gamma-alumina and hydrox-yapatite coatmgs on the growth and metabolism of human osteoblasts..J Biomed Mater Res 1995; 29: 1397-1401.

|54| Lampin M, Wa roeąuier C, Legris C, Degrange M, Sigot-Luizard M.F.:(•orrelalion b etween substratum roughness and wettability, celi adhe-sion, and celi migration. J Biomed Mater Res 1997; 36: 99-108.

|55| Langer R.: Drug deliuery. Drugs on target. Science 2001; 293: 58-59.

|50| Langer R, Vacanti JR: Tissue engineering. Science 1993; 260: 920-926.

|57| l icmons JE.: Cerarnics: past, pirsent, and futurę. Bone 1996; 19: 121S-I28S.



M i b l i o g r i i l i n

|58| Leppert, P.S, Cammack L, (Jurgi I I I ł , C o l O n m i I . , C o r t r s e M, K t i g l e

K, Krupco (.), Fix ,I.A. Inl.crspcci<s diffcrcnccs III systemie, driig aiiuilability following subculaneous piilsatilc adiiiinistratioii in calllc, shce.p,

dogs, andrats. J Biomed Mater Res l!)!M; 28: 713-722.

|59] Lewandowska-Szumieł M.: Alt.ci7iaii.vc Mcl.hods for Asaessing Mocompatibility arul Function of Implant Materials. ATLA 1999; 27: 271-2HI.

|60) Lewandowska-Szumieł M.: Możliwości, oceny in vit.ro biozgodności materiałów implantacyjnych stosowanych w rekonstrukcji kości. W a r s / nwa: Dział Wydawnictw Akademii Medycznej w Warszawie; 2001.

|(i l | Lewandowska-Szumieł M, Komender J . : Aluminium rclcasc as II mmJactor in the est.imati.on of alurnina bioceramic implants. ('lin MMO I1990; 5: 167-175.

[62] Lewandowska-Szumieł M, Komender J, Chłopek .1 Internet mu lu

tween carbon composites and bone aft,er inlmhotic implant ut ton I

Biomed Mater Res 1999; 48: 289-296.

|63] Lewandowska-Szumieł M, Komender J , Kudelska D, Mazm M. Ki ocom,patibility of carbon composites: compa.ri.son of in miro and III mvo obseruations. In: Balls M (ed.) Animal Alternatives, Wellare andEthics . The Netherlands: Elsevier; 1997: 927-933.

|64] MacPherson II, Noble B.S, Ralston S.1L: l'Jxpre.ssion and function al

role of nitric oxide syritha.se isoforrns in human ostcoblasl like cellsBone 1999; 24: 179-185.

[65] Małek A.M, Gibbons G.H, Dzau V.J, Izurno S.: Fluid ulicai st.trs.sdifjerentially modulal.es expression of yenes ciicodiiig basie /ilu obln dgrowth factor and platelet-deriued growth Jactor II chiini III en .e ulu I

endothelium. J Clin lnvest 1993; 92: 2013-2021.

[66 ] Man ia topou los C , P i l l i a r R .M, S m i th D .C . : Tlnemled casus ponur,

surjaced designs for implant slabilization in bone endodouIn implantmodel. J Biomed Mater Res 1986; 20: 1309-1333.

[67| Matsuzaka K, Walboomers X.F, de Ruijter .1.1'), Jansen .).A. Th <effect of poły- L-laclic acid w ith parallcl surface mirro yroouc. onosteoblast-like cells in mtro. Biomaterials 1999; 20: 1293 1301.

|68 | 0 'Cormor K, Roberts O, Bundy K, MeLeod V.: Strenglh of cc I. lulaiadhesion to spccijic biomateriał surfaces. In: 12 Sou thern BioinediealConferenee; 1993; New York. 257-259.



(i M i i i l n i i in l i i o / ,; ; o ( li K ) ń i i m a t e r i a ł ó w i m p l a n t , w y j n y c h

[69| Ohno M, Cooke J.P, Dzau V.J, Cibbons G.H.: Fluid shear stress in-duces endothelial transforming growth Jactor heta-1 transcription andproduction. Modulation by potassium channel blockade. J Clin Invest1995; 95: 1363-1369.

[7l) | Ohno M, Gibbons G.H, Dzau V.J, Cooke J.P. : Shear stress eleuatesendothelial cGM P. Role oj a potassium channel and G protein cou-pling. Circulation 1993; 88: 193-197.

|7I | Ookawa K, Sato M, Ohshima N.: Changes in the microstructure oj cul-tured porcine aortic endothelial cells in the early stage ajter applyinga Jluid-imposed shear stress. J Biomech 1992; 25: 1321-1328.

|72| Pariente J.L, Bordenave L, Bareillc R, Rouais F, Courtes C, DaudeG, le Guillou M, Baąuey C.: First use of cultured human urothelialcells for biocompatibility a ssessment: application to urinary catheters.J Biomed Mater Res 1998; 40: 31-39.

|73] Pariente J.L, Bordenave L, Valli N, Bareille R, Baąuey C, Le GuillouM.: An in uitro biocompatibility eualuation of double-J stents. Urology1998; 52: 524-530.

|74| Quarles L.D, Hartle J .E, 2nd, Siddhanti S.R, Guo R, Hinson T.K.:A di.stinct cation-sensing mechanisrn in MC3T 3-E1 osteoblasts func-lionally related to the calcium receptor. J Bone Miner Res 1997; 12:

393-402.

|75| Rader C.P, Sterner T, Jakob F, Schutze N, Eulert J . : Cytokine re-sponse of human macroph age-like cells after contact with polyethyleneand pure titanium. particles. J Arthroplasty 1999; 14: 840-848.

|76| Ratner B.D, Johnston A.B, Lenk T.J. : Biomateriał surfaces. J BiomedMater Res 1987; 21: 59-89.

|77| Redey S.A, Nardin M, Bernache-Assolant D, Rey C, Delannoy P, SedelI,, Marie P.J.: Behauior o f hum.an osteoblastic cells on stoichiometrichydro.njapatite and type A carbonate ap atite: role of surface energy. JBiomed Mater Res 2000; 50: 353-364.

|78| R enar d J. L, Fel ten D , Beąuet D.: Fost-otoneurosurgery aluminiumcnccphalopathy. Lancet 1994; 344: 63-64.

|79| Reusc hc 10, Rohwer J , Fo rth W , Helms .1, Geyer G .: Ionomeric cementand. aluminium , encephalopat.hy. Lancet 1995; 345: 1633-1634.



i J i l i l iogrii l i i i

|K0| Richa rds R.G , ap Cwy rm I, Rundy K .1, Malm MA Micro/cl nupingemetil followed by scanning dcch tm microscopg u» a qnalitalivctechniąue to compan : cdlular adhesion lu narious Inomntciials. ('dlBiol Int 1995; 19: 1015-1024.

|811 Ripamonti U.: The Ceneration of lionc III I'ri.mal.es by Honc Morphogenetic Proteins. In: Lindholni T.S (od.) honc Morphogenetie Proteins: Biology, Biochemistry and Reconstruct,ive Surgery. San DicgoAcademic Press; 1996: 131-145.

[82] Roehlecke C, Witt M, Kasper M, Schulze E, Wolf C, llofer A, hinkR.W. : Synergistic effect of titanium alloy and collagen lypc i on celiadhesion, proliferation and difjerentiation of osteoblast like cells ( 'cli:.Tissues Organs 2001; 168: 178-187.

|83] Russell W.M.S, Burch R.L.: The Pńnciples of llumanc lu ju i itncnhdTechniąue. London: Methuen; 1959.

[84] Saad B, Matter S, Ciardelli G, Uhlschmid G.K, Welt.i M, Neucrischwander P, Suter U.W.: Interactions of osteoblasts and macroph ageswith b iodegradable and hi.ghly porous polyesteruret.hane foarn and ilsdegradation produets. J Biomed Mater Res 1996; 32: 355-,300.

[85] Sato M, Ohshirna N, Nerem R.M.: Viscoelaslie properties of culturedporcine aortic endothelial cells c.rposed to shear stress. ,| Biomecli1996; 29: 461-467.

[86] Sawada Y, Noda M.: An adipogen ic basie heli.i-loop lu lu lenc iue rpper type transcription Jactor (A 1)1)1) rnllNA is c.rpirsscd and ni/ulated by retinoic acid in osteoblastie cells. Mol Kndocrinol 1990; 101238-1248.

[87| S chaffer J.L, Rizen M, L'Italien G.J , Ben brahim A, Mege nnan .1, <:«-1stenfeld L.C, Gray M.L.: Demce for the applicatum oj a dynamie Ina i

ially uniform and wotropie strain to a Jlc.n.blc celi. cullurc membranęJ Orthop Res 1994; 12: 709-719.

|88| Sehinagl R.M, Kurtis M.S, lOllis K.D, Ghien S, Sali R.L.: Hfjccl ojseeding durahon on the slrength oj ehondrocyte adhesion to arliculaicartilage. .1 Or th op Res 1999; 17: 121-129.

|89| S chmalz ried I P, ( lallaglian J.J. Wear III total lup and knee n•placemcnls. .1 Bone Jo int Sur g Atu 1999; 81: I 15 136.



T. > "S

= SiZ t-

U ~5

t

H-S 5

c 5

£

I

•iS "25 A

as

c C

~ 3 8

f l

I I I- ~ "3

S a>I g

ajU

33

ćn

- ^

o -e b3 ^ '3 %b ~ fi sC "C • CP u o£ 2

O 5

1 1-S

OI

z : is 3

co< T

5

cd Sn «

•« oi< o° ~ s

<

cn

zf£

>>

c t-

15 i

S cct : -M

coa3

<3

£

O ii Cfi

S i5 5

,5

-v- - —

"i 1 1

s g-

! !

cn i

.i: fis ;

s u :•^Z «- S —7. ^ -§"' _§O •: jr

> S! -i C

.25

5 1• Cae

1£

eSJr w

oT <u O££ £ Cd

"o ajCJ >-:CD• sa

u O-T Su sdboci

-c•atoSJ

e<u

1s

T3£• <S>

8H

•2

oC

CX

O'Sc ś Ou r-Cj EH CO1—1 K

a,T3

O < c4<35 ss * %CO J<3 cS T—

'I

o c03r-łI e

c03r-ł

CM >

C5P-

U -3 r-



Rozdzia ł 7

B I O M A T E R I A Ł Y W K A R D I O C H I R U R G I I

Z b i g n i e w N a w r a t *

7 . 1 . P r z e g l ą d s t o s o w a n y c h w k a r d i o c h i r u r g i i u r z ą d / o r ti m e t o d

I 'ostęp i rosnące wymagania w kardiochirurgii stymulują rozwój wielu nauktechnicznych, ale chyba najściślejsze są jej związki z inżynierią materiałowąTylko dzięki trwałym i biokom patybilnym mate riałom można zrealizować

śmiałe, odwieczne marzenia człowieka o zastępowaniu uszkodzonych częściorganizmu. Reprezentatywnie wybrane przykłady przedstawione w niniejszyrn opracowaniu mają za zadanie umożliwienie czytelnikowi poznanie pełnego zakresu elementów i urządzeń wykorzystywanych do leczenia choróbserca, z pu nkt u w idzenia materiałów biologicznych i sztucznych stosowanych do ich wykonania.

W skład układu krążenia człowieka wchodzi serce oraz sieć mu zyn IOZprowadza jących krew w całym organizmie. Ś ciana naczynia tętnicy luli żyłyskł ad a się z trzech w arstw; błon y wew nętrznej na czyn ia, warst wy środk owej (mięśniówka) oraz błony zewnętrznej (tzw. przyda nka naczynia) Aortajest tętnicą główną, od której odchodzą wszystkie naczynia doprowadzającekrew utlenowaną do całego ustroju. Patologiczne rozwarstwienie aorty, któropos tępując blok uje przepływ krwi, może być leczone za pomocą wszczepieniaprotezy naczyniowej zastępującej zniszczony fragment naczynia. Stopieńryzyka operacji związany jest z lokalizacją rozwarstwienia. W niektórych

* Ślipka Akademia Medyczna w Zabrzu, Fundacja ko/,woju Kardiochirurgii w Zuhr/.n,(ul Wolności ,H5a, -II MIII) Zabrze)



7 . H i o i i u i l c i i n l y w k a r d i o c h i r u r g i i

p r z yp ad k ac h m oż n a r ów n i e ż s t osow ać s t on t y n ac z yn i ow e t z n . k on s t r u k c j e

p od t r z ym u j ąc e p e ł n e św i a t ł o n ac z yn i a . S ą t o r u r k i o ś r e d n i c y d o k i l k u c e n -t ym e t r ów z b i oz god n e j t k an i n y r oz p ar t e j n a s t a l ow ym s t e l aż u m on t ow an e

w n ac z yn i u w c z as i e op e r ac j i .

Zwężenie jednej lub więcej tętnic wieńcowych (doprowadzających krewdo mięśnia sercowego) jest bezpośrednią przyczyną powszechnie występu-jącej choroby wieńcowej. Miażdżyca powoduje odkładanie się w ścianachtętnic, złogów tłuszczowych takich jak cholesterol, aminoglikanów, komórekmięśni gładkich, tkanki łącznej i soli wapnia. Tworzą one blaszkę miażdżyco-wą, która narastając zamyka otwór naczynia i blokuje przepływ krwi. Tenwicloczynnikowy proces związany jest z zaburzeniami procesu przemianymaterii oraz zaburzeniami hormonalnymi. Obecnie stosowanych jest kilkametod leczenia pacjentów stosując przepływ omijający (tzw. by-pass), s ten tynaczyniowe oraz małoinwazyjne mechaniczne usuwanie zatoru naczyniowe-go. Coraz większe sukcesy odnoszą również metody farmakologiczne orazbiologiczne (inżynieria tkankowa). Zabieg wszczepienia pomostów aortalno-wieńeowych (by-pass) polega na wszczepieniu przez chirurga poniżej zwęże-nia tętnicy wieńcowej dodatkowego naczynia z pobranej od pacjenta z koń-czyny dolnej żyły lub tętnicy (piersiowej wewnętrznej lub promieniowej).Niestety, negatywne czynniki oddziałują również na wszczepione naczynia.Indukcja kaskady koagulacji (krzepnięcia) prowadzi do powstania skrzepui w jego konsekwencji blokady segmentu naczyniowego. Podob ny proces za-c h o d z i dla naczyń żylnych, sztucznych i , w mniejszym stopniu tętniczych.

Najkrótszą żywotność mają wszczepy żylne z powodu budowy morfologicz-nej nie dostosowanej do większego obciążenia naczynia. Dlatego wprowa-d z o n o specjalne rusztowanie boczne (typu nasunięta na naczynie sprężyna)zmniejszające podatność i ograniczającego rozpychanie naczynia (naczyniehybrydowe) .

( ' iągle poszukuje się nowych materiałów do produkcji protez naczynio-wych. Do końca nie wyjaśniony jest proces wapnie nia i zakrzepian ia naczyń.Około 350 tysięcy syntetycznych wszczepów naczyniowych jest stosowanychna świecie w ciągu rok u jako pom osty n aczyń wieńcowych [33]. Wp ływ hi-pereholcstoreinii (nadmiar cholesterolu) na tempo zamykania się naczyńzauważono najpierw na wszczepach nylonowych i z orlonu wszczepianych waorty psów (Jordan GL). Kontynuowane są próby endotelializacji pokrycianaczyń polimerowych komórkami stanowiącymi naturalny sposób zatrzyma-ni.! negatywnych zjawisk: adhezji , akumulacji trombocytów i leukocytów.Najlepszym rozwiązaniem jest. wytworzenie uniwersalnych komórek dawcyz zamaskowanymi molekułami białka powierzchniowego, by usunąć zagro-żenie komplik acji immuno logicznych |33|. W 2000r. rozpo częto w kilku oś-



I I ' r v .«'I',! ł| *I 8 t . o s u w an y c h w k a r d i o c h i r u r g i i u r z i | d / c i ' i l I I H I I M I .11

lodkach na świecie próby kliniczne wstrzykiwania do obszaru martwiczego(poza wałowego) mięśnia sercowego mioblast/iw wyhodo wanych z uśpionychkomórek pobieranych z mięśnia ezworogłowcgo (udo) pacjenta . Są one w s tanie rozwinąć się w komórki włókien mięśnia sercowego. Zainteresowanierównież budzi rozwijanie metod hodowli całych naczyń. W specjalnych bioicaktorach wytwa rzane są z pierwotnych komórek zarodkowych fragm entyludzkiego ciała ze zrębu biodegradowalnego polimeru i komórek. Angio-plnstyka to zabieg wykonywany przez kardiologów polegający na udrożnięmu zwężonej tętnicy wieńcowej. Poprzez małe nakłucie w tętnicy, najezęś• iej udowej, wpro wad za się cewnik z balonik iem. Po wprowadze niu balonikado miejsca zwężonego następuje wypełnienie go mieszaniną soli fizjologio/,ne j I balonik rozprężony pod wpływem ciśnienia rzędu kilku atnioslei I O / . S / C

r/.a przewężone miejsce naczynia. Skuteczność zabiegu angioplnstyki wieni owej zwiększa wprowadzenie protezy naczy niowej, zwanej stenfoin Sieni,po wprowadzeniu do naczynia pełni rolę podporową jako stelaż zapobleiml ą c y zamknięciu naczynia. Katetery do przezskórncj angioplnstyki nm yńwieńcowych wykonywane są np. z polimeru organicznego z rodziny poliainldów (Palton , Polska). Firm a Jomed (Niemcy) stosuje w balonach p rowadniko zmiennej elastyczności; w trzonie; poliamidowy wspomagany stalą, polempoliamidowy, a następnie, ze specjalnie modyfikowanego, podatnego polia.niidu oraz końcówkę balonu - ze specjalnym hydrofilnyin pokryciem. Steninaczyniowy [10] powinien mieć kształt umożliwiający elastyczne i trwaledopasowanie się do naczynia. Na sten tach i kateterach prowadzących muszą

być znaczniki (np. złote) umożliwiające jego stalą obserwację podczas zabiegu (kontrola rentgenograficzria). Sterit do transportu jest zaciskany linbaloniku (czasem chowany w specjalne poduszki - f irmy Medtronic Ave),llydrofilne pokrycie ułatwia transport kateteru z balonem (np. A(|i ia SI,Xlinny Conlis, Johnson and Johnson). Pinna Cordis wprowiulzila równie/specjalny prowadn ik z rdzeniem stalowym , 3 cm platynowym zwojem i pokryciem D uraglide do wielokro tnej balonowej i steritowcj interwencji podczas choroby wielonaczyniowcj. Do wykonania stentów wykoi/ysl uje się . lalnierdzewną (np. 316 L w BcStent2 firmy Medtronic Ave). Steni,y są wykonane różnymi metod ami z dru tu lub poprzez wycinanie metodam i lasemwyrni z rurek. Do wykonania niektórych typów stentów (druciany; SinaitStent firmy Cordis, Johnsori-Jolmsori oraz rurkowy Utuli u lirmy SciMed czyteż Paragon firmy Vaseular Thcrapies), wykorzystuje się stopy z pamięciąkształtu. Najprostszym kształtem takiego stent,u jest sprężyna nitinolownzakończona kulkami (Coronary (lardiocoil f irmy Medtronic instcut, USA)

Odpowiednio s c h ł o d z o n e są. przesuwane do miejsca docelowego i tani dopićro osiągają, w temperaturze fizjologicznej, swój ostateczny kształt . Steni



IK 7. B i o m a t e r i a ł y w k a r d i o c h i r u r g i i

naczyniowy dzięki zastosowaniu Nitonolu lepiej dojjasowuje się do naczy-niu. Jeden z pierwszych stentów stosowanych klinicznie, Wiktor-GX stent(Medtronic Jnterventional Vascular, Holandia) to oryginalny jjrojekt Pola-ka, Dominika Wiktora, mieszkającego obecnie w USA. Jest to konstrukcjauformowana z drutu o kształcie sinusoidalnym nawiniętym na cylinder. Tan-iał, z którego wykonywany jest ten stent posiada szereg zalet: jest kontras-towy w obrazie radiograficzny m, a jego elektrou jemny ładunek powierzch-niowy zwiększa tromborezystywność stentu. Pierwsza implantacja klinicznabyła wykonana w 1989 roku. W celu zwiększenia biozgodności i by zapobiecponownemu zamknięciu naczynia przez skrzeplinę stosowane są pokryciaheparynowe stentów (np. f irmy Corline Sytems AB, Szwecja). Stentowaniemożna również połączyć z terapią genową pokrywając je warstwą polimeru,który uwalnia wprowadzany do ściany naczynia materiał genetyczny hamu-jący wzrost komórek. W Polsce, w multidiscyplinarnym zespole z Zabrza,Gliwic i Łodzi, prowadzone są prace nad oryginalnym stentern naczyniowym(proj. K.Wilczek) pokrywanym warstwą nanokrystalicznego diamentu.

S t y m u l a t o r s e r c a do pobudzania mięśnia sercowego poprzez elektro-dy umieszczone na klatce piersiowej chorego zastosowano po raz pierwszy w1952 roku. (P. Zoll) . Następnie wdrożono elektrody endokawitarne wprowa-dzane do prawej komory drogą przezżylną i opracowano nowy, ekonomicznysposób sterowania rozrusznika. Po zmianie baterii r tęciowych na jodowo-li-l.owo zmniejszyły się rozmiary i masy rozruszników oraz ich trwałość. Obec-nie przeciętna masa ro zrusznika wynosi 25-30 g |7 | . W celu obniżenia ryzyka

wystąpienia zakłóceń układu stosuje się elektrody bipolarne i specjalne me -tody fiksacji elektrod do endokardium. Końcówki elektrod wykonywane sąze specjalnych stopów metali z porowatą powierzchnią.

W obszarze serca stosowane są klasyczne n a r z ę d z i a c h i r u r g i c z n e , n a-rzędzia mikrochirurgiczne, narzędzia specjalizowane do wykonywania ope-racji małoinwazyjnych, roboty chirurgiczne. Do produkcji narzędzi, w zale-żności od wymaganych własności mechanicznych danego elementu, wyko-rzystuje się różne materiały: biozgodne stopy metali oraz materiały syntety-czne i ceramiczne. Wprowadzono nowe techniki cięcia (noże ultradźwiękowe,laserowe) i zespalania tkanek (klipsownice). Kardiochirurg ia ma loiwa zyjna(operu je się przez niewielkie otwory w ciele pacjenta ) w ykorz ystuje spe cjalnenarzędzia o długich ramionach. Wymagania materiałowe laparoskopii diag-nostycznej i tearpeutycznej dotyczą zarówno potrzeb doskonałego przekazuobrazu, jak i wykonywania określonych czynności mechanicznych miniatu-

rowymi narzędziami. Obecnie dwie (inny amerykańskie łntuitive Surgical(robot da Vinci) oraz Comput er Motion (robot Zeus i AES OP ) pro duk ująroboty, które od 1008 r. si) stosowane w kardiochirurgii . Chirurg operują-



i'.2 I ' r z e g l ą d m a t e r i a ł ó w s t o s o w a n y c h w k a r d i o c h i r u r g i i f i .T I

cy robotem manipuluje; na odległość narzędziami włożonymi przez otworyw powłokach ciała pacjenta, hmdaeja Rozwoju Kardiochirurgii (PRK) wZabrzu, prowadzi od 2000r. f inansowane przez Komitet l iadań Naukowychp r a c e nad polskim prototypem robota kardiochirurgicznego |2U|. Specyfikaobszaru działania robota oraz rosnąca potrzeba minimalizacji zabiegu i miniuturyzacji narzędzi (przy rozszerzaniu zakresu wykonywanych czynności)• . twarza wysokie wymagania dla stosowanych materiałów. Osobną grupę stauowią n a r z ę d z i a k a r d i o l o g i i i n w a z y j n e j operujące poprzez naczynia. l)owykonywania zabiegu wykorzystuje się tu prowadnice (średnica 2-. '5 mm),

cewniki (cewnik balonowy ma średnice do 0.8 mm), balony poszerzające(balonik o ścianie rzędu 1 mm musi wy trzy ma ć inflację do 20 atm ), steritynaczyniowe oraz urządzenia do rozwiercenia (wiertła o średnicy do minpokryt e drob inam i diament u) i wycinania zmian miażdżycowych (tzw rotaNacja i aterektomia) w naczyniach wieńcowych pod kontrolą obrazowaniarentgenowskiego. W chirurgii naczyń i kardiochirurgii w y k o r z y s t y w a n e u )

lako p r o t e z y n a c z y n i o w e wszczepy tkankowe (autogeniczne, a l o g e i i h / n e

ksenogeniczne) i naczynia syntetyczne. Tkanki, które mają z a c h o w a ć zywolność komórek przechowywane mogą być w kąpieli antybiotykowej, płynachodżywczych (np. mleczan Ringera, roztwór Krebsa i dekstra n o niskiej zawartości pota su) , w hipoter mii; (przy 10° C zużycie tlenu w ynosi .r>% notmalnego), głębokie mrożenie w ciekłym azocie. Krew nie może być s t o s o

wana jako roztwór do konserwacji , bo w temperaturze pokojowej, nicnatleniona jest toksyczna. Konserwacja chemiczna stosuje podobne metody jakstosowane podczas produkcji zastawek.

Pompy krwi oraz protezy zastawek serca zostaną omówione w następnejczęści.

7 . 2 . P r z e g l ą d m a t e r i a ł ó w s t o s o w a n y c h w k a r d i o c h i r u r g i i

W kardiochirurgii i chirurgii naczyń wykorzystywane są do operacji naprawczyeh materiały syntetyczne i naturalne zastępujące zniszczone fragmentytkanek i narządów oraz urządzenia wspomagające i z a s t ę p u j ą c e s e r c e o r a /p łuca .

P o l i m e r y n a t u r a l n e . K o l a g e n (białko włókniste tkanki łącznej) jesipods tawowym bia łk iem nada jącym s t ruk turę tkankom (naczynia k rwionośrie i błony wewnątrz ustrojowe, zastawki), więc wszystkie metody utrwalania (garbowania), które mają nadać tkance trwale cechy biotnechanicznc

ukierunkowane są na sieciowanie kolagenu. Kolagen dzięki takim zaletom jakmała antygenowość znalazł szerokie zastosowanie do produkcji nici chirurgicznych (np. wełiłanialna nić chirurgiczna - katgut), biolizowania i uszczel



7 l i i o u u i . t c r i i i l y w k a r d i o c h i r u r g i i

niania, powierzchni syntetycznych protez i naczyń (dla zmniejszenia trom-bogennośei z ładunkiem ujemnym lub heparyną) . Kolagen pozyskiwany zdwumiesięcznych płodów bydlęcych, napylony po hodowli tkankowej na po-wierzchnię może zmniejszyć trornbogermość sztucznego przedsionka lub na-czyń. F i b r y n o g e n y są wykorzystywane do produkcji klejów fibrynowychdo hamowania krwawienia z protez naczyniowych i zespoleń naczyniowych.Jednym ze sposobów przygotowania , uszczelniania protez tkanych jes t takzwany prcclolting, polegający na zamoczeniu protezy na ki lka minut w krwi .Należy pamiętać, że operacja na sercu wykonywana jest z zastosowaniem

leków an ty krzepli wych, by m ożna było w łączyć w obieg oksyg enator, więc wc z a s i e operacj i krew pacjenta ma upośledzoną funkcje wykrzepiania . C e l u -loza (błonnik) jes t wykorzystywana do produkcj i nic i lnianych do zespala-nia t kanek oraz membran do urządzeń działających z krwią (dzięki właści-wościach zakrzepoodpornych i nie uszkadzaniu krwi) . Jes t mater ia łem he-mostatycznym, więc nałożony (przykładowo Oxycel) na miejsce krwawiącedzia ła przcciwkrwotocznie s ta jąc s ię sz tucznym skrzepem. C h i t y n a jest,stosowana (chitiozan) do gojenia ran i uszczelniania syntetycznych proteznaczyniowych. Pol imery natura lne są wykorzystane również w formie natu-r a l n y c h lub zmodyfikowanych tkanek biologicznych. Zostaną one omówioneo s o b n o w dalszej części rozdziału.

P o l i m e r y s y n t e t y c z n e . Łączenie merów w polimery zachodzi w obec-no'.. i katalizatorów (np. metaloceny), którymi można sterować długościącząsteczek polimeru oraz jego własnościami fizykomechanicznymi (maszyny

molekularne) . Si l ikony, t rwałe i odpo rne chemicznie pol imery (główny łań-cuch jest zbudowany z naprzemiennie ułożonych atomów krzemu i tlenu, zprzyłączonymi do a tomów krzemu grupami organicznymi) są s tosowane doprodukcji drenów (stosowanych np. do perfuzji). Żywice silikonowe służą dopokrywania nic i chirurgicznych, protez naczyniowych, protezy opony twar-dej. Oleje silikonowe są stosowane jako ciecze robocze w układach elektro-hydraul icznego zas i lania komór wspomagania oraz sz tucznego serca . P ol i -t e t r a f l u o r e t y l c n (PTFE, Tef lon, Tarf len) jes t termoplas tem o najmniej-s z e j plastyczności, który posiada znakomite cechy, takie jak znaczną odpor-ność chemiczną, doskonałe własności elektryczne i ślizgowe, nie ulega bio-degradacj i nawet przy wystąpieniu infekcj i . Jes t nies te ty t rudny w obróbcei płynie pod obciążeniem. Wykorzystany jest do produkcji nici chirurgicz-nych, protez naczyniowych (firma Gore-Tex). Dużym problemem w chirurgiinaczyniowej jest dostępność naczyń o malej średnicy. Obecnie' tylko protezyz I TPK można stosować klinicznie poniżej średnicy 8 mm. P o l i u r e t a n ypowstają w wyniku reakcj i di izocyjaninnów z pol ies t rami lub pol ie teramio łańcuchach zakończonych grupami wodorot lenowymi. Pochodne e terowe



I ' l i r , l i | il i i w i t c r i i i h i w s t o n o w a n y c h w k n r i l i o c h i r i l l ' ) ' , ! !

ILN I H I I H I Ó W (<> s tru ktu rze mikrolazo wej) m aj ą lepsze własności w kontuki i. k i w i ą , Ih> ma ją na prz e mie nnie u łożone po la rne , tw a rde s e gme nty u r e

lui ti iui (hydrofobo we) z niepo larnym i miękkimi segm entam i pol iotorowyiuii', i li i i l i l o w c ) . Wykorz ys ta m; s ą do pro te z ow a nia ubytków tka ne k (p ia nki ) ,

pi i idu IM |i cewników i ha lonów w ewn ątrzaor ta lnych , kom ór sz tuczneg o serca• u o/ pmii••/ naczyń krwionośnych. P o l i e t y l e n j e s t odporny na b iode gra da' |i, i |i i wykorzystyw any do pro dukc j i sprzętu jednorazow ego u żytku . I '<>-l l l e i e H a l a n e t y l e n u to odporny chemicznie i biologicznie pol imer te rmo-phi lyczny s tosowany d o prod ukcj i p rotez naczyniowyc li i nic i chirurgio/ ,

u . h Natomias t p o l i m e t a k r y l a n m e t y l u (plexi) , przeźroczysty, odpornyu. i biodegradację pol imer te rmoplas tyczny jes t wykorzystywany do produ k

i | l i le inentów obudow y urządz eń, p om p i tes te rów protez serca Wykony

niego również komory sz tucznego serca . P o l i a m i d y , p o l i p r o p y l e n ,p o l i k w a s g l i k o l o w y s ą w ykorz ys tyw a ne g łów nie do produkc j i I I H I clili I I I

uli /nyc h.

M e l a l e i i c h s t o p y wykorzystywane są do produkcj i narzędzi chillllN nych, s t e n t ó w na c z yniow yc h , obudów pomp krw i , s tymula torów M U A ,

plei -.i leni zas tawek serca oraz jako przewody e lektryczne . Szczególne / .antoow.uiie zna laz ły o dp orn e na koroz ję, odkr yte już prawie s to la t tem u (I ly

ni i s t o p y k o b a l t o w o - c h r o m o w e (Ste l l i t ) i wprowadzony w la tach 19301'i.Ki lop l layn ess Ste l l i te 21 (kobal t 65%), chrom (30%), molibden (55%)

|ci ' .o pol s k im odpow ie dnik ie m je s t Mikrorne d . O be c nie pods ta w ow e tw oi \ wo s tanow i s ta l chromow o (18%) -niklowo (8%) -molib deno wa (2%).

T y t a n jes t s tosowany w kardiochirurgi i i medycynie do wytwarzaniue lementów kon strukc yjnyc h protez i narzędzi chirurgicznych . ' /, powodu niI iej odpo rności na śc ieranie (niektóre składn iki s tosowa ne do s topów tytan ul . ik wanad, dz ia ła ją toksycznie i rakotwórczo, a nikie l a le rgicznie) i luinurol< odgrywa obróbka powierzchniowa s topów tytanu, a w md nich obiobka j a r z e n iow a . Wprow a dz a ne me to dy obróbki z w ięks z a ją b ioz godno ,! i mlpornośe mater ia łu na koroz ję. Duże , c iągle jeszcze w pe łni mewykoi \ Jamna dz ie je budz ą s topy z pa mięc ią ks z ta ł tu (progra mow a lna ge ome t r i a w t e inpc ia turz e doc e low e j ) . S t o p y t y t a n o w o - n i k l o w e o s k ła dz ie c he mic z nymzbliżonym do równoatorno wego (Nit inol) na leżą do meta l i , w których wys tępują z j a w is ka pa mięc i ks z ta ł tu z w iąz a ne z odw ra c a lną , t e r ruos prężys tąprzemianą martenzytyczną. Ze względu na dobre właściwości mechanicznoi antykorozyjne oraz tole rancję biologiczną i niotoksyeznośó znalaz ły zaslosowanie w medycy nie . Te biozgodne , o wiecznych własnościach sprężystych, mater ia ły są s tosowane w prowadnikach ba lonów wewnątrzaor ta lnych,do produkcj i s tentów naczyniowych i tp.



7. H i o n i i i l e r i a l y w k a r d i o c h i r u r g i i

Specjalną rolę odgrywa w produkcji implantów węgie l . .Jako podstawowypierwiastek budulcowy organi/mu z natury rzeczy wskazany jest jako bio-kompatybilny. Węgiel występuje w wielu formach, które wpływają na jegowłasności. Znalazł zastosowanie do produkcji nici chirurgicznych, tkanin,plecionek (pokryte resorbującym kolagenem, który zapobiega uszkodzeniuwłókna oraz rozwłóknieniu się pęczków włókien podczas obcinania). Węgielszklisty i w ę g i e l p i r o l i t y c z n y jest odporny w temperaturze fizjologicznejna zasady i utlenianie i wykorzystywany jest do produkcji zastawek me-chanicznych. Rurki węglowe można wykorzystać do łączenia naczyń. Mo-zę również służyć (niskotemperaturowa metoda otrzymywania węgla izo-tropowego) do pokrywania wszczepów, membran, naczyń, części oksygena-torów. Nadzieję budzą p o k r y c i a n a n o k r y s t a l i c z n y m d i a m e n t e m dl azwiększenia biotolerancji i odporności na korozję implantów ze stali Cr-Ni-Mo (powszechnie stosowany gatunek A1SI 316L). Po pozytywnych ocenachstosowania, wg polskiej technologii (S.Mitura, P.Niedzielski) , nanokrysta-licznego diamentu do pokryć śrub i protez narządu ruchu obecnie testowanesą, w ten sj>osób pierścienie zastawek oraz stentów naczyniowych. W bada-niach tych uczestniczy również autor tego opracowania. Na warstwę pasyw-ną nanoszona jest warstwa 300-500 nm, zbudowana z kryształków o wielkoś-ci kilkudziesięciu nm metodą RF PCVD (radio freąuency plasma chemicalvapour deposition).

Zminimalizowanie oddziaływania na siebie elementów krwi ze sztuczny-mi powierzchniami może być zrealizowane na cztery sposoby [6].

1. Regulacja, wyrównanie powierzchniowej energii swobodnej.

a. Zwiększenie hydrofilowości powierzchni prowadzi do minimalnejadsorbcji (sił van der Waals 'a) białek z krwi. Można to zrobić zapomocą wszczepienia wodolubnych polimerów (np. polyfethyleneoxi.de)) lub oksydację powierzchni (za pomocą np. plazmy ga-zowej ).

b. W prowadzenie struk tury dom enowej, separowanych faz hydrofil-nych i hydrofobowych. Osiągana jest ona za pomocą blokowychkopolimerów zawierających poly(styrene), poly(hydroxyethyl me-thacrylate) którymi można pokrywać materiały prostą technikąnawarstwiania (np. z powodzeniem wykorzystywana do pokrywa-nia protez naczyniowych).

2. Wprowadzenie ujemnych ładunków powierzchniowych maskujących.

Pozytywny efekt związany jest z odpychaniem pomiędzy uje mny m ła-dunkiem powierzchni protezy, a ujemnym ładunkiem membrany ko-mórek czy płytek.



i Mi ludy iiioilylikiu ji t.kiuick biologii znyi h NloNtiwitnycli w ilm iUK.il :i7

I Kombi uncja pow yżej wymienionych Ntra tegi i I i 2. N |». w prow a dz e nieI1111 > liy<li()filnyeh z grupami sulfonowymi.

I Maskowanie ; powierzchni pokryciem natura lnymi związkami luh koinorkniui . Pokrywanie | )owierzc lmi na tura lnymi biopolimerami (kolagen, że la tyna) luh wars twą bia łek nie aktywujących adsorpc j i płytekkrwi (a lbumina) , fosfol ipidów, śródblonkiem.

I u no drogą jes t blokowanie na tura lnych, f iz jologicznych reakcj i za pomocą<> i /. i 'piania powierz chnio wego leków czyli hep ary n izaoja , stoso wan ie pro

iM|i lnudyny, as j) i ryny, s t reptokinazy, urokinazy lub wzmocnienie e lektówi •! • | Miwiązanie tych dwóch podejść do problemu. Szczególnie dobre wyniki< 111 | c kopol ime ryz a c ja z monome ra mi z a w ie ra jąc ymi w ł a ńc uc hu w olne g inp\ ka t ionowe, by uła twić wiązanie powierzchniowe; hepnryny Obliczono, / •powierzchnia heparynizowana powinna uwalniae ' ; heparynę z prędkością nn

inliią 0.01 /ig/c in mi n, więc żeby utr zy m ać riie-tmmbeigeMinoś. prze / iv• I KI I to t rzeba osae lz ić 0.4 mg/cm2 [6| hep ary ny. Dłate-gei hep my nl/ai |N

|i i stoso wa na z sukc esem w ełzie;dzinie urząd zeń ste>sowanych s tosu nko wok i o t , k o , t.akich jak kaniule czy oksygenatory. Komercyjnie; deistępne eibei nu

I takie me;tody j>okrywania jak Dura l lo (Baxter i Pent ley, USA) czy I 'luttol .uik (PSI , USA) e)raz Carmeda (Szwecja) .

7.11. M o t o d y m o d y f i k a c j i t k a n e k b i o l o g i c z n y c h s t o s o w a n y c h wc h i r u r g i i

W kardiochirurgi i wykorzystywane są mater ia ły biologiczne jako wszczepyautogenie;zne (dawe;ą i biorcą jest ten sarn osobnik), alogcniev.no (stosowanietkanki e>bcej genetycznie a le zgodnej ga tunkowo) lub ksemeigeniczne (s ioowanie' tkanki e>elzwierzęe;ej). W celu zapobieżenia procesom hiodrgruda< M

tkanki poddawane są spee- ja lnym procesom bioc ł iemicznym i biol izyc /nymWłókna kolagenowe są podstawewym elemeri temi s trukturulnyin tkanek

Właściwości fun kcjo naln e , mec hanicz ne tka nek za leżą e>d uloze inn włókieni rodz a ju ma te r i a łu w ype łn ia jąc e go prz e s tr z e n ie międz y w łókna mi Pow odu je t,o, że prz ykł ado wo ; skó ra wy kaz uje się; ela.st,ye'zriośeią, kości sztywilością, a śc ięgna - wytrzymałością na zrywanie . Duża wytrzymałość na zginanie' tkane k miękkich zw iązana jes t z obecn ością "smaro wania" za p om ocąsubstarie'ji pe)dstawowej i weiely. Pre)e-e ;s s iec iowania , utrw alan ia tka nek, polega na tworzeniu dodatkowych wiązań chemicznych (krzyżowych) , główniemiędzy cząs teczkami kolagenu, któro spowodują zachowanie ' pie rwotne j H t . r u

kt . u ra lnc j i me c ha nic z ne j i n t e g r a l n o ś c i mater ia łu oraz jogo własności l i inke jonnlnych. Powsta łe wiązania (nnjczęście j pomiędzy grupaini funkcyjnymi



7 . I t i o i n u t r r i i i l y w k i i r i l i ( ) i : l i i r i i r i ; i i

uminokwasćiw), między- i wcwn ątrzcząsteczkowe i iniędzyłańcu chow e, po-winny być stabilne i nieodwra calne w czasie przechowywania, a n astępniepodczas przebyw ania w organizmie. Tkan ka winna charakteryzo wać się na-tura lną elastycznością i innymi właściwościami mechaniczny mi. Proces mo-dyfikacji nit- powinien do prowa dzać do znacznego k urczenia się tkanki. Pod-czas utrwalania zastawek ważnym jest zachowanie pierwotnego kształtutkanki, który ma znaczenie funkcjonalne. Materia! jest martwy i proces utr-walania powinien zmniejszać antygenowość tkanki. Proces utrwalania stwa-rza możliwość; przechowywania (bankowania) preparatów tkankowych, dos-tępu do bioprotez w dowolnym czasie i doboru optymalnej zastawki biolo-giczne! dla danego pacjenta.

Skutkiem niewłaściwego sposobu przygotowania wszczepu i niestabil-n o ś c i wiązań może być uwalnianie się toksycznych substancji chemicznych zut rwalonego mater iału. Dlatego istotne jest odpowiednie przemywanie, płu-k a n i e zastawki oraz usuwanie resztek płynów służących do długoterminowe-go przechowywania z nasączonego pierścienia zastawek. Metody sieciowaniastosowane obecnie nie są doskonałe, mogą prowadzić do denaturacji kolage-nu i ut rat y jego biologicznych właściwości. Niesp ełnion ym dążeniem je st za-chowanie równowagi pomiędzy wytwarzaniem wiązań poprzecznych w bio-materiale i zachowaniem funkcji życiowych tkanki [9 | . Jedną z obecnie sil-nie rozwijanych propozycji alternatywnych jest hodowla komórek pacjentana specjalnie przygotowanym szkielecie zastawki powstałym po usunięciu(np enzymatycznym) części białek i komórek.

W zależności od rodzaju stosowanych czynników procesy modyfikacjimożemy podzielić na fizyczne i chemiczne. Wprowadza się również ekspery-mentalne metody biologiczne, wykorzystujące np. odpowiednie szczepy bak-terii . Na efektywność procesu sieciowania istotny w pływ m a grubość warstwtkanki kolagenowej (wyznacza rozmiar penetracji czynnika sieciującego) stę-żenie reagentów, czas oraz temperatura ekspozycji . Trwałość tkanki jestproporcjonalna do liczby otrzymanych wiązań egzogennych. Wśród metodchemicznych wprowadzono w praktyce mechanizm sieciowania, w którymutrwalacz jest, częścią wiązania sieciującego (np. aldehyd glutarowy GA, ge-nipuia, diizocyjanian heksymetylowy 1IMDI), lub w którym utrwalacz niewchodzi bezpo średnio w skład wiązania (np. karbodiimid y). Wykorzysty-wane s;j zarówno syntetyczne związki chemiczne (GA, HMDI, związki epo-ksydowe, diruetyloirnidosuberyriian DMS) oraz związki naturalne (np. ge-nipina). Substancje chemiczne wykorzystywane do modyfikacji tkanek ko-

lagenowych posiadają najczęściej dwie grupy funkcyjne, które reagują zcząstecz ką kolagenu w dwóch różnych miejscach. Wad ą me tod ch emicznychjest często ich toksyczność. Metody fizyczne wykorzystują wpływ tempera-



I M H i u I \ n i o i l y l i k i u j i l . k i u i r k b i o l o g i i z n y c l i H l o H i i w i i l i y i l i w i l i l i i u y . l l

hn \. ' f .niciiia i promieniow ania dla utrzym ania w łaściwej struktury mul.ei lulu ( '•/<,••• t<» pro ces jest w spo ma ga ny prze/, stoso wa nie czu łyc h na czyn nik ili nr mediatorów wiązań chemicznyc h.

M et o d y fizyczne. Metod y fizyczne sieciowania tkanek |!) | kolagcuo>« \eh obejmują następujące procesy:

• Suszenie. Proces próżniowej dehydratacji ( DIIT ) w temper aturze oko-ło IDO" C pozwala zachować pofałdowanie tkanki kolagenowej, prowad/i do sieciowania kolagenu i wpływa na zwiększenie; wytrzymałości

materiału kolagenowego. Metoda DIJT1

polega na powolnym usuwaniuwody w podw yższon ej temperaturz e przy zachowaniu próżni Wadątej metody jest znaczący efekt denaturacji.

• < Jgrzewariie. Czynnik ten wpływa na denaturacji; białek, często sto owitity jest jako czynnik wspomagający proces sieciowania

• Naświetlanie materiału biologicznego. Stosowano napromieniowaniemikrofalami, UV i gamma oraz światłem w zakresie widzialnym, oczęstości dopasowanej do czułości barwników biorących udział w procesie 114,18,19].

Metody f izyczne wymagają często długotrwałego oddziaływania czynnikaleciująeego na materiał biologiczny (ryzykodegradacji tkanki). Jedni} z me

lod ominięcia tego problemu jest stosowanie kombinacji metod fizycznychi elieinicznych. Przy kładow o, zanim próbka zostanie po dda na sieciowaniui hemiczriemu można zastać pocz ątkowo odw adnian ia (suszenie termicznelub próżniowe). Marny również własne doświadczenia wykorzystujące powią/anie Ibtooksydacji z procesami chemicznymi.

Metoda fotooks ydacj i w obecnoś c i barw nika polega na w ie logodzinns ni naśw ietlaniu ma teriału biolog icznego prom ieniami UV lub światłembiałym w mieszaninie reakcyjnej (buforowany roztwór Na('I zawictając\barwnik fotoaktywny, taki jak zieleń czy błękit metylowy) w obeenos< i m.puszczonego tlenu. Barwnik ten pełni rolę katalizatora procesu folooksydm | iwłókien kolagenowych i po zakończonej reakcji może zostać usunięty z I kaliki. Podczas naświetlania tkanki katalizator przechodzi w stan pobudzeniai reaguje z tkanką przekazując jej elektrony. Dzięki zwiększeniu efektywnościprzenoszenia elektronów m oże następować u t lenienie substratu w obecnościt lenu. Modyfikacja wywołana przez lotooksydację zachodzi najprawdopodobriicj w obrębie histydyny i nietioniny, ulegającej utlenieniu |l l|. Poloutleniona tkanka jesi znacznie bardziej odporna na działanie pepsyny w

porównaniu do świeżej tkanki, co potwierdza występowanie w niej stal ul

nych wiązali sieciujących. Większa liczba wiązań sieciujących jest związana




zc zmniejszeniem wydajności ekstrakcji białek. Stwierdzono (rn.iu. badaniawłasne) , że tkanka fotout leniona była bardzie j e las tyczna niż tkanka utr -walona glutara ldehydem oraz mniej kalcyf ikuje in vivo (wszczepienia szczu-rom). Temperatura kurczenia tkanki jes t zbl iżona do natura lnej . Tempera-tura denaturacji termicznej jest uważana za wskaźnik stabilizacji materiałówzawierających kolagen utrwalanych chemicznie . Tkanki fotooksydowane niewykazują tak znacznego wzrostu tego wskaźnika jak tkanki utrwalane wCA. CIA wprowadza rozległe usieciowanie i formowanie polimerów (dodat-kowych) w natura lnej macierzy tkanki , gdy fo tooksydacja , jako proces k ata-lityczny wprowadza modyfikację i formuje krzyżowe wiązanie w istniejącychskładnikach macierzy pow odując małą dodatko wą kompleksowość. W ykaza-no brak cytotoksyczności oraz hemoli tycznego lub mutagennego dzia łaniana organizm biorcy tkanek fotooksydowanych [14].

M e t o d y c h e m i c z n e . W procesie utrwalania można wykorzystać zwią-zki chemiczne dwu- lub wielofunkcyjne wykazujące zdolność tworzenia po-łączeń mostkowych pomiędzy sąsiadującymi łańcuchami pol ipeptydowymikolagenu lub związki chemiczne mające zdolność indukcji sieciowania przezaktywację odpowiednich grup funkcyjnych bia łka . F o r m a l d e h y d jest pow-szechnie stosowany jako konserwant tkanek biologicznych, więc był przed-miotem badań jako potencja lny odczynnik s ieciujący. Roztwory formalde-hydu o stężeniu od 0,5% do 10% powodują stabilizację tkanki kolagenowej(wzrost temperatury skurczu) . Pierwsze implantacje kl iniczne tak utrwala-nych zastawek biologicznych dały złe wyniki z powodu małej wytrzymałości

mechanicznej , wytworzone wiązania były nies tabi lne i odwracalne . Implantwywoływał silną odpowiedź immunologiczną. Obecnie formaldehyd jest sto-sowany jedynie do s teryl izacj i bioprotez po ich utrwalaniu glutara ldehy-dem |0| . G l u t a r a l d e h y d (aldehyd glutarowy GA, rys. 7.1) jest najczęściejs tosowanym odczynn ikiem s ieciującym już od 1969 r. (A.Carp ent ier) . Jes t totani, dobrze rozpuszczalny w wodzie bifunkcyjny związek alifatyczny posia-dający grupy aldehydowe na obu końcach pięciowęglowego łańcucha. Glu-taraldehyd tworzy wiązania kowalencyjne między- i wewnątrzcząsteczkoweoraz reaguje z grupami karboksylowymi, amidowymi i innymi. Grupy a lde-hydowe GA reagują z grupami aminowymi kolagenu ( - N H 2 ) tworząc wiąza-nia poprzeczne między łańcuchami pol ipeptydowymi te j samej lub dwóchróżnych cząsteczek kolagenu. (Bowers i Carter). W modyfikacji tkanek zas-tawek stosuje się stężenia glutaraldehydu od 0,2% do 0,6%. Niższe stężenianie są efektywnym środkiem wyjaławiającym, szczególnie przeciw pewnymtypom Mycobacterium. Efekt utrwalania zależy od wielu czynników takichjak: optym alizac ja warunków fizycznych tkanki w czasie procesu (napręże-nia wewnętrzne), stężenie odczynników, pil, czas ekspozycji na GA, tem-



I M c l o d y m o d y l i k i u j i t k a n e k b io l o g i c z n y c h H l o Mo w i n iy e li w c h i r u r g u

l" mi,urn sieciowania. W roztworze GA zawartość wolnego aldehydu nic jest,wy kle większa niż 1%. Stopień polimeryzacji GA w rozl.worze wodnym jent,

iHnli /iiioriy od jego stężenia, pil i tempe ratur y. T kank i u trwalan e (JA sąI"iidziej rozciągliwe niż świeża tkanka, hardziej sztywne na zginanie i chainklrryzują się niniejszą relaksacją naprężeń tkanki.

Hyn 7 I Schemat reakcji inononictrycznego aldehydu gluturowogo / grupamiN1 Ja kolagenu (na podstawie [9]).

W celu optymalizacji procesu utrwalania ze względu na otrzymane winilości mechaniczne tkanek (do produkcji zastawek biologicznych) rozwijanonantęi uijące m etod y:

a) utrwalanie dynamiczne zastawek świńskich; Utrwalanie przeprowadzane pod niskim ciśnieniem (mniejszym niż -1 mm lig) i przy częstoI liwości pulsacji 60-70 cykli/min, powoduje, że utrwalana tkanka ma

właściwości mechaniczne zbliżone do świeżej tkanki zastawki, w tymszybkość relaksacji naprężeń, która związana jest z sposobem redukcjinaprężeń wewnętrznych. Utrwalanie w czasie symulacji pracy zastawkizwiększa możliwość penetracji GA do reaktywnych miejsc w cząstci /< <•

kolagenu (Duncan i Boughner) . Od 1993 roku jes t s tosowana w H'Sl' 'H.K własna (proj. Z.Nawrat) metoda wykorzystuji |xa orygiualinurządzenie do utrwalania zastawek Polbio (z zastawek świńskich pluinych lub aortalny ch), sp ecjalnie wprowad zona dla prod ukcji zastawi kprzeznaczonych do montażu w sztucznym sercu 1'oltah, gdzie mogą siępojawić większe obciążenia na zastawce niż w warunkach naturalnych

b) utrwalanie w podwyższonym ciśnieniu; Proces ten powoduje, że rnuteriał tkankowy chociaż jest prawie izotropowy, o zmniejszonej rozciągliwośei i bardzo dobrej stabilności to jednak traci swoje właściwościfunkcjonalne do produkcj i zas tawek.

c) utrwalanie bezciśnieniowe (zero pn;ssun:)] Stosując tą metodę, obecnierozpowszechnioną wśród zastawek komercyjnych, otrzymuje się matoriał prawie naturalnej rozciągliwości płatków, umożliwiając pełno ich



M2 7 U i u i i i H t. c r i n . ly w k a r d i o c h i r u r g i i

otwarcie bez załamań i fałdów, które zmniejszają trwałość zastawki(są to często ogniska kalcyfikacji).

Zalety zastawek biologicznych utrwalonych CA to: nietrombogenność, dobrabiozgo dność, zmniej szeni e antyge n o wości białek tkank i łączn ej (ty m więk-sze im mocniejsze sieciowanie) oraz brak potrzeby terapii antykoagulacyj-nej po przeszczepie (w przeciwieństwie do mechanicznych zastawek). Wadąutrwalania tkanki GA jest wapnienie kojarzone z pozostałością niestabilnychpolimerów GA w bioprotezach, która powoduje również miejscową cytotok-

. \ C / M O Ś Ć indukującą śmierć komórek śródbłonka [28]. W utrwalonej tkancekomórki obumierają i tworzą się struktury wapniowe na skutek cytotoksycz-nego działania GA. Obecność w biomateriale toksycznego nieprzereagowa-nego CA oraz produktów rozpadu niestabilnych polimerów może być przy-czyną reakcji zapalnej w organizmie biorcy. Bioprotezy wykonane z materia-łów usieciowanych w GA wykazują właściwości immunogenne, tym mniej-sze, im większy stopień usieciowania materiału. Wapnienie związane jest zestrukturą elastomeru, z następstwami procesów martwiczych i zwyrodnie-niowych. W wyniku uszkodzenia rusztowania kolagenowego płatki zastawkibiologicznej ulegają zniekształceniom prowadzącym do niewydolności, zaśprzyczyną jej może być retrakcja płatków bądź ich perforacja. Procesowikalcyfikacji również podlegają zastawki poliuretanowe. W celu zminimali-zowania toksyczności GA i takich niekorzystnych zjawisk jak wapnienie mo-dyfikuje się metody sieciowania GA wprowadzając:

• inonomeryczne roztwory glutaraldehydu (GA)• utrwalanie glicerolem tkanek usieciowanych GA

• utrwalanie aminokwasami wiążącymi przy pomocy stabilnych wiązańchemicznych cząsteczki GA, uwolnione z bioprotezy, l izyną, kwasemL-glutaminowym tkanek usieciowanych GA

• ])o utrwalen iu w GA poddan ie tkanki działaniu środowiska kwaśnego0 pil mniejszym od 4.0, np. płukania kwasem solnym [Śladowski D.1 wsp . pa t . PI 1638 28, 1989]

• przemywanie etanolem. W zapoczątkowaniu procesu kalcyfikacji od-grywają rolę lipidy. Stwierdzono w eksperymentach na owcach, żeprzemywanie etanolem zastawek przed GA zmniejsza kalcyfikację.

• przemywane błękitem toluidyny [zastawka INTAC T], celem zabloko-wania miejsc wiązania wapnia (efekt nie znalazł potwierdzenia w do-tychczasowych badaniach klinicznych).

Wśród metod utrwalania tkanek biologicznych należy wymienić jeszcze sto-sowanie związków epoksydowych, poliuretanu, DMS, IIMDI, Dl 'PA, azydku



i t M e t o d y u i o d y l i k i u j i t k a n e k b i o l o g i c z n y c h N t o s o w u l ty i l i w c h i r u r g u > t t

u• vIu, grup tiołowych o raz gen i piny. Z w i ąz k i e p o k s y d o w o mogą I>y<- wykorzystywane w procesie utrwalania implantów (wszczepów). Materiały uz.ysknne w wyniku sieciowania za pomocą eterów poliglicydowych są bardziejodporne na degradację enzymatyczną niż materiały traktowane glii tnrnldcliydetn i mniej cytotoksyczrie |11|. Skuteczność sieciowania zależy od długoci łańcucha węglowego, która powinna odpowiadać długości połączeń most

kowycłt pomiędzy grupami aminowymi sąsiadujących łańcucliów w obrębiehelisy kolagenu. Kiedy reaguje więcej niż jedna grupa epoksydowa związkuicciii jąeego, to powstaje wiązanie poprzeczne lub mostek pomiędzy reagu

ląeymi grupami aminowymi. P o l i u r e t a n y są stosowane do sieciowania materiałów kolagenowych. Bada nia są prowadzone w celu tworzenia hybryd ymateriałów biologicznych o zwiększonej wytrzym ałości mechanicznej Oddziaływanie kolagenu z elastomeryc znymi oligomerami po liuretanu powoduje wzrost siły wiązań sieciujących bez utra ty str ukt ury helisy kolagenu Meloda daje możliwość kowalencyjnego związania czynników p r z e e i w d z i a l a | i |

cyeh zwapnieniu, z syntetyczny mi składnikam i hybryd . Jesi to obici u|ą< npróba uzyskania zastawek serca, łączących najlepsze cechy tkanki onienl. in

i syntetycznych polimerów |12], D i m e t y l o i m i d o s u b c r y n i a n (DM .) je idwu funkc yjnym związkiem sieciującym reagującym z grupniui aminowymikolagenu, który nie ulega polimeryzacji i w niewielkim s topniu zaburza sl i uki urę kolagenu. Otrz yma no m ateria ! mniej cytotoksyczny niż materiał uliwalony CA i odporny na mineralizację. Błony usieciowanc DMS zapoezątkow u ją mig rac ję fibrobla stów i ich prolif erację. |5]. DMS może być stos owany

do sieciowania materiałów do produkcji bioprotez. D i i z o c y j a m a n l i e k s a -m e t y l c n o w y ( H M D I ) - jest to dwufunkcyjny związek posiadający grupyizocyjan ianow e, któ re mog ą reagować tworząc wiązanie z grupn iui Nil • hzyny kolagenu. Otrzymany materiał jest wytrzymały, mało cytotoksycznyi daje możliwość kowalencyjnego związania czynników przeeiwdzinlająi yclikalcyfikacji [12]. A z y d e k a c y l u powoduje sieciowanie tkanki kolneenoweipoprzez przekształcanie grupy karboksylowej kwasu glutaminowego lub aparaginowego kolagenu w pocho dną acylową. Orupa funkcyjn a azydku a< \ III

może ł ączy ć się z sąsied nim i g rup am i a min owy mi aminokw asćiw w k«dnj•.<• ni<•tworząc wiązania poprzeczne [9]. Biomateriał prezentuje dobrą, sl.ubilnosii niższy od GA stopień kalcyfikacji jednak proces utrwa lania jest stosunkowodługi (ok. tygodnia). D i f e n y l o f o s f o r y l a z y d ( D P P A ) reaguje z g rupamikarboksylowyrni reszt kwasu asparaginowego i glutaminowego , w wynikuczego powstają azydki acylu. Otrzymany biomateriał jest stabilny i nictoksyczny, ale może być bardziej podatny na atak proteolityczny i potencjalne

zwapnienie;. |!)|. G r u p y I io lowe można wprowadzić w celu uzyskan ia stulałnej struktury kolagenu ir ieciowniiego przez mostki disiarczkowc. W pierw



IK 7 . B i o m a t e r i a ł y w k a r d i o c h i r u r g i i

szym etapie sieciowania następuje przyłączenie grup -Sił <ło kolagenu, wdrugim (sieciowanie właściwe) - łagodne u tlenianie. Z denaturowany , utiolo-wany kolagen, może być dobry m mat eriałem w zastosowaniach biomedycz-nych [211. G c n i p i n a jest naturalnym, wykorzystywanym w ziołolecznictwie,środkiem sieciującym o małej cytotoksyczności, odporniejszym na minerali-zację od GA. Prawdopodobnie genipina tworzy śród- i międzycząsteczkowewiązania sieciujące o charakterze cyklicznym w obrębie włókien kolageno-wych. Temperatura skurczu tkanek sieciowanych genipiną była porównywal-na z tkankami utrwalanymi GA i znacznie niższa od tkanek sieciowanych/wiązkami epoksydowymi. O trzymany b iom ater ia ł , w porównaniu z u t rwa-laniem związkami epoksydowymi i GA, jest bardziej wytrzymały na rozcią-ganie, bardziej rozciągliwy i oporny na degradację kolagenazą [29).

7 . 4 . P r o t e z y z a s t a w e k s e r c a

Nieprawidłowe działanie zastawek, jako skutek wad nabytych lub wrodzo-nych, powoduje zmniejszenie wydajności hemodynamicznej pracy serca, a wjego następstwie, niedotlenienie narządów (w tym również mięśnia sercowe-go) prowadzące do ich uszkodzenia. Implantacja protezy zastawkowej ma nacelu poprawę warunków hemodynamicznych poprzez korekcję anatomiczną.Obecnie wszczepia się rocznie około 200 tys. protez zastawek serca dla ra-towania życia i zdrowia pacjentów na całym świecie (w Polsce ponad 2500rocznie). Lekarz ma dziś do dyspozycji szeroką gamę zastawek komercyjnych

lub zastawek wytwarzanych przez nieduże przyszpitalne laboratoria przygo-towujące zastawki biologiczne. W działających pulsacyjnie pompach krwimontowane są, jako zawory hydrauliczne, zastawki biologiczne, mechanicznelub syntetyczne. Protezy zastawek serca można podzielić na dwie grupy:

I . Z a s t a w k i m e c h a n i c z n e (rys.7.2) - kulowe, dyskowe, dwupłatkowe orazelastyczne zastawki syntetyczne tworzone na podobieństwo zastawek natu-ralnych. Obecnie lekarze stosują z wyboru zastawki mechaniczne z uchylnymjednym (od 1969 r) lub dwoma dyskami (od 1979 r). Pierwszą w historii zas-tawkę mechaniczną wszczepił Hufnagel (1952), w 1960 r. wszczepiono zas-tawki; kulową Star-Edwards.

Protezy mechaniczne mają trwałość w testach laboratoryjnych ponad100 lat. W zastawkach kulkowych - syntetyczna (sil ikonowa) kula zmieniapołożenie w koszu pod wpływem ciśnienia zamykając lub otwierając otwór.Z powodzeniem zastąpiły je zastawki dyskowe o mniejszym oporze i mniej-

szym profilu. Uchylny w jedn ym kierun ku pojed ynczy dysk (lub dwa pół-dyski) wykonywany jest z utward zanego węgla (w procesie wysoko ciśnienio-wej i pirolizy), jest mate riałem ceram icznym lub syntetycznym (np. D elrin).



w ™i A . P ro t e z y z a s t a w e k se rc a. il.'>

Uys. 7.2. Wybrane zastawki mechaniczne podczas testów w l ' l5 l l \S I KK,a) Starr-Edwards (Silastic Bali), b) Bjork Shillcy (Hossie, c) Iłjork Siniley Monostrut, d) Duro Medics, e) Saint Judo.

Oprawa wykonywana jes t z wysokojakośeiowyeli s topów meta l i i obszytatkaniną z kołnierzem (np. s i l ikonowym), który umożliwia wszycie c l i i i nipczne zas tawki w właściwą pozycję w sercu. Dysk zawieszony jes i w lóżnegoks z ta ł tu j a r z mie , k tóry mus i być nie z a w odny, w yt r z y ma ły i a l r o inbofe nuyZa s ta w ki s yn te tyc z ne , w ykona ne g łów nie z po l iu re ta nu , s ą obe c nie s t o s o

wane jedy nie w pom pach krwi (Abiomod, AbioOor, Medos , Ber lin l le ar t) ,W Zabrzu (KMWK SAM i IBS I 'H.K) opracowano prototyp komory wspoma ga nia Polva d z z a s ta w ka mi po l iu re ta now ym w ła s ne j kons t rukc j i .

II . Za sta wk i bi ol og ic zn e dzielimy na, odzwicrzęcc lub alogenicziie (zewzględu na stosowany materiał) oraz ria stent,owe lub bezsteritowe (ze wzglę

du na szczegóły konstrukcyjne;). St.«-rit to obszyta tkaniną (np. Dacron) konstrukcja w kształcie korony / trzema w ierzchołkami (lub dwoma w przy padku zastawki mitralnej typu Religa), syntetyczna, metalowa lub mieszana.



7 . l 5 i o i r i Rt . c ri H .l y w k a r d i o c h i r u r g i i

Całość otacza kołnierz, który ułatwia wszycie protezy w odpowiednie; miej-sce w sercu.

1. Zastawki biologiczne jedriogatunkowe (allografty, homografty)

a) Bezstentowe fragmenty naczynia z zastawką:

zastawka aortalna. Homograft aortalny, wszyty po raz pierw-szy przez Rossa w 1962 r.

- zastawka płucna. Wyciętą zastawkę płucną chorego (auto-graft) można wszyć w miejsce uszkodzonej zastawki aortal-rtej (operacja Rossa u dzieci daje szansę w pełrti żywej, ros-nącej zastawki)

- zastawki mitralne. W Polsce stosowane przez prof. Z.Religęod 2000 r. (opracowane w JPS FRK w Zabrzu)

b) Stentowe zastawki z tkanki ludzkiej

zastawki aortalne i płucne na stencie przechowywane w sta-nie głębokiego mrożenia opracowane w 1PS FRK w Zabrzuzastawki mitralne na stencie typu Religa przechowywane wstanie głębokiego mrożenia opracowane w IPS FRK w Zab-rzu (od 1995 r.)

2. Zastawki obcogatunkowe (xenografty):

a) Utrwalane chemicznie zastawki biologiczne stentowe (to znaczyw sztywnej lub półsztywnej oprawie). Od 1968 r (zastawka z

tkanki świńskiej Carpentier-Edwards, z perikardium - M. Jones-eu w 1971r) stosuje się klinicznie konserwowane chemicznie za-stawki serca wykonane z tkanki uzyskanej ze zwierząt. Zastawkiobcogatunkowe tworzone są z zastawek serc świni albo szyte zosierdzia (lub opony twardej), najczęściej bydlęcego. Sieciowanoi równocześnie sterylizowane tkanki uzyskano za pom ocą środkówchemicznych (głównie aldehydu glutarowego GA), co umożliwiłoprzygotowanie i przechowywanie zastawek przez długi okres cza-su (obecnie typowy, gwarantowany okres magazynowania wynosi5 lat)

l>) Zastawki bezstentowe. Nie posiadają sztywnej konstrukcji (cho-ciaż ściana zastawki bywa obszyta tkaniną lub perikardium) copowoduje, że są trudniejsze w implantacji . Są to głównie zastaw-ki aortalne. Wielu badaczy odnotowuje, że z powodu występo-

wania mniejszych niż dla zastawek w sztywnej oprawie naprężeńmateriałowych w czasie pracy serca, proces wapnienia zastawekbezsteritowyeh jest, wolniejszy.



I I ' r o t e /y z i i s t i iwck s e r cu

/ . I I I I I H z. wym ienionych protez nie jes t, idea lna . Stosownnc I) on e " Z w yboru" ,zuaeza taki dobór rodzaju zas tawki przez lekarza , by je j wady nie okaza-

ły u ; k ry tyc z ne d la da ne go pa c je n ta . Za s ta w ki me c ha nic z ne w y ma g a ją z aywauia leków zmnie jsza jących krzepl iwość krwi i na jczęs tsze komplikac je

po ich wszczepieniu są związane z niszczeniem składników morlbtyczr iyehI rwi oraz reak cją ukła du krzepnięc ia . P ows ta jące skrzepl iny mo gą blokować* l e me nty ruc home lub r e dukują po le o tw a rc ia , a ode rw a ne f r a gme nty krą-

ą o y e h z krwią mikroskrzepl in mogą być powodem problemów neurologicznycł i . Najczęstszymi przyczynami reoperac j i zas tawek biologicznych jes tp< s tępująca degradacja biologiczna tkanki jako z łożenie procesów minerah ; ic j i (zas tawka dz ia ła w środowisku płynnym zawiera jącym rozpuszczone|onv sol i ) oraz degradacj i kolagenu bezpośrednio odpowiedzia lnego za chet.yeznośe i trwa łość pł atk a (wy twa rzan ego prze z fibro hlas ty) I 'roci y li iprzyspiesz ane w re jonac h wysokich naprężeń mechaniczny ch /nm nu i >dzie j występu je zniszczenie kon strukcj i nośnej - s tentu zas tawki Za ln« ki. ilogenic z ne s ą na j l e ps z e pod w z ględe m he mo dyna m ic z nym o ra z, t r o m b o p uilości . Nies te ty również odnotowywane są przypadki degenerac j i b i o l o g u ne jtka nki ( r e t r a kc j i , pe r fora c j i ) . Wie lu a u torów pośw ia dc z a m e ta bol i c z ną a k lyw I I O Ś Ć komórek tkanki . Rzadko, a le w późnych okresach występuje tez ka . le \l ikac ja śc ian, bardzo rzadk o pła tków |22| . W pozycje l i i i t ra lną wszywan e ąlylko zas tawki o niskim prof i lu, ponieważ mogą one uszkodzić mięs ień prze" lody lub mięśnie brodawkowate , a także zas łonić ujśc ie do zas tawki norta lnoj . Na bezpie czeństw o biologiczne pracy zas tawek i des tru kcję e le inen

Iow morfotycznych krwi ma wpływ: prędkość naras tania c iśnienia t łoczeniu(dp /d t ) , na pręże nia śc ina jąc e , tu rbu le n tność prz e p ływ u i b ioz godność ma tęriał u. Zastawk i biologiczne pod względem biof izyki przep ływu tworzą l inmień centra lny, mechaniczne - skośny, przyścienny lub centra lny T r w a l s z e

l izycznie są zas tawki mechaniczne ponieważ zas tawki biologiczne poddamsię niszczącemu oddzia ływaniu minera l izac j i - pła tki sz tywnie ją i pękaiąNat om ias t główn e kom plikac je po wszczepieniu zas tawek ineehanic /i iy< li ązwiązane z reakcją układu krzepnięc ia , niszczeniem składników i i ioi lolyeznych krwi - s tąd potrzeba zażywania leków zmnie jsza jących krzepl iwostkrwi. Zas tawki są również zasadniczym e le inente in pulsacyjnych pomp krwi(w tym s z tuc z ne go s e rc a ) s t e ru jąc ym k ie runkie m prz e p ływ u.

P r o b l e m y m a t e r i a ł o w e i k o n s t r u k c y j n e p r o t e z z a s t a w e k s e r c a

Do konstrukcj i protez zas tawek serca wykorzystuje s ię wie le mater ia łów w

zależności od wymaganych własności .Kołnierz s łużący do przyszycia , zespolenia zas tawek z sercem jes t wykonywany z takich mater ia łów jak Daeron, Tel lon, Pol ipropylen, s i l ikon. Wro




t ,n, w postaci kuli lul> dys ku, z amy kające otwór w zastawkach mechanicznych(ocludcr) wykonywane są z gumy silikonowej, politetrafluoroetylenu, poli-etylenu, Delrinu, węgla pirolitycznego, Stellitu 21, tytanu lub jego stopów.Natomiast do wykonania jarzma, w których wrota są umieszczone, wyko-rzystywano; Dacron na tytanie lub Stellicie 21, teflon na Stellicie, Teflon nastopie tytanowym, polipropylen na Stellicie 21, stop tytanowy, Stellite 21.Sten ty zastawek biologicznych wykon ywane są z materiałów w pełni syn te-tycznych (np. Dacron na Delrinie, polipropylenie, teflonie) albo z wkładką

sta lową napinającą tkaninę. Obserwowano zmęczeniową erozję mater ia łuwrót plastikowych w takich zastawkach jak Beall-Surgitool model 103 i 104z. dyskiem teflonowym (w koszu), Bjork-S hiley z dyskiem uchylnym delri-nowyrn i Kay-Shiley (guma silikonowa). Również szereg awarii zastawekkulkowych (Starr-Edwards S-E, Smeloff-Cut ter , DeBakey i tp.) wymusi łoposzukiwania lepszych materiałów do konstrukcji kuli i kosza. Lipidy absor-bowane przez silikonowe kule powodowały degenerację materiału u ok. 1%zastawek, prowadząc nawet do śmierci pacjentów z powodu wypadania kul iz kosza |24|. Stosunkowo duża hemoliza była związana również z tym, żekula musi osiąść na brzegu pierścienia. Zastawki z dyskiem uwięzionym wkoszu zostały wycofane z powodu przedwczesnego zniszczenia dysków (Del-fin, Teflon) i w następstwie tego ich wypadaniu. Także obserwowano uszko-dzenia drutów kosza. Zastawki z dyskiem uchylnym również likwidują innąprzyczynę dużej hemolizy tych zastawek. Mianowicie dysk przemieszcza sięw taki sposób, ze nigdy nie opiera się bezpośrednio na pierścieniu. Oczywiś-

cie, konstrukcyjne wymaganie prześwitu pomiędzy dyskiem a pierścieniempowoduje, że zastawki dyskowe mają stosunkowo niewielki przeciek w czasiekiedy są zamknięte. Popularna zastawka Bjork-Shilley (B-S) ma stellitowypierścień. Lillehei-Kaster (L-K) z tytanu. Różnią się kształtem mocowaniadysku i kątem otwarcia dysku (60 i 80° ). Dyski są z grafitu pokrywanego wtemp eraturze 1300 do 1500° C piroli tycznym węglem. Jes t to bardzo twardepokrycie, ale porowate. Pory do 25/nn głębokości muszą być zcszlifowanemechanicznie. lYwałość zastawki kulkowej S-E na testach przyspieszonychwynosi od 47-150 min cykli, gdy BS do 937 min, a L-K 702 min [Anderson.IM|. Zastawki mechaniczne, dyskowe, w wyniku różnych procesów (korozjanaprężeniowa podczas cykl icznego obciążenia mater ia łu, kawitacja , wpływcz,ynnikć)w biologicznych) ulegają takim niszczenia jak:

1. Złamanie części utrzymującej dysk ( strut fracture) (Lindblom)

2. Wyrwanie s ię całego pła tka zas tawki dwupłatkowej (Dimitr i )

3. IJszczerbienic dysku z wyłanianiem jego fragmentu (Sabben)

Przejdźmy do zastawek biologicznych.



I P r o t e z y z u s t i i w o k s e r c u

I ' ierwsza impl antac ją odcinka aorty wstępu,|ąee| win a .1 nwką. iu»rtalną(ho mo gra ftu) w pozycji pod wieńcowej została doko nan a w I0l> 'i przez Ho•••a |27| . Po obiecujących wynikach wstępnych nastąpiła szybka degradacjamateri ału i zniszczenie zastawki. Początkowo . to owano preparaty sterylniepobran e z ciał dawcy, później jednak tkanki pod dawano sterylizacji antybio łykowej. Stery lizac ja poleg ała n a umieszcza niu, na okres 7, dni tkan ki wpłynie Han ksa z doda tkiem antybiotyków (penicyliny, streptomy cyny, ka-nnmycyriy, amfo terycyn y P) w temp eratu rze 4 C. Płyn llan ksa zastąpion opóźniej roztworami odżywczymi [22], Gru pa prow adzona przez A.Carperit icrn po raz pierwszy zastosowała u człowieka zastawkę wykonaną z zastawkiwini. Zastosowany w 1968r. biomateriał był sterylizowany w organicznym

roztworze soli rtęciowej i utrwalany 4% formalinie. Usunięty z serca wszczepbył pociertiony, wskazując na immunologiczną i zapalną reakcji; komórkowąPo przestudiowaniu natury antygenowej zastawki świńskiej odkryto, ze kolagen i elastyn a są znacznie mniej immunogenn e niż komórki, rozpuszczalnebiałka, rnukopolisaeharydy i strukturalne glikoproteiny |2 | . Wprowadzono,więc próby usuwania tych białek za pomocą przemywania, elektrod in lizy,oksydacji i utrwalania GA, które odpowiednio: eliminowało komórki i rozpuszcza lne białk a, den atu row ało glikoprotein y i stal>ilizowało kolagen I loiaproblemu jest wyważenie stosowanych środków w taki sposób, by iitizyinnląc dobre własności wytrzymałości mechanicznej zredukować do minimumcytotoksyczność. Większość fabryk wykorzystuje do garbowania i stabilrzaej i mate riału z astawek GA w stężeniu 0.2% (Hariekock L aboratories, Inc.,

Artaheim, California), 0.5% (Shiley Laboratories, Inc., Irviric, ealilornia),0.025% (Edwards Lab. , Inc. , Santa Arta, California). Biologiczna degradacja zastawek utrw alanych 4% formaldeh ydem wynosiła d<> 00% w pozycjiaortalnej i 100% w pozycji mitralnej w ciągu 5 lat od iinplniitacji (podkoniec lat siedemdziesiątych).

Badania wielu autorów na zwierzętach dowiodły, że tkanki utrwalaneCA są jednak immun ogenne i mogą indukować humo ralną, komórkową om /autoiinmunogenną odpowiedź organizmu. Na początku lal. osiemdziesiątychżywotno ść prot ez zastawko wych nie prze krac zała 10-12 lat u dorosły ch i 10miesięcy u dzieci. Dlatego wprowadzono modyfikacje polegające na obnizeniu ciśnienia stabilizacji tkanki i wprowadzenie nowych czynników lizykoelieulicznych. Analiza wieloletnich doświadczeń implantacji zastawek świńskichwyk azuj e konieczność reoperac ji z powodu uszko dzen ia i kalcyfikacji z astawki w 3-10%, w zależności od rodza ju zastawki i doświadczeń klinicznych

ośrodka. Nie zawsze uszkodzenie zastawki biologicznej związane jest be/pośrednio z procesem wapnietiia. Wiele badali porównawczych |20,I0| zgodniewskazuje na prawidłowość; świńskie zastawki mają. większy gradient ciśnie



7 . l i i o i r u i l c r i n l y w k i ir i l i o c l i i r u r g i i

nią, od perika rdialn ych i dyskowych ale mn iejsz ą regu rgitac ję. Pole otwarci ailla zast.awek perika rdialn ych mieści się w granic ach 40-60% , podcz as gdydla zastawek świńskich tylko 25-40%. Geometria płatków zastawek, ich gru-bość oraz własności mechaniczne materiału mają silny wpływ na trwałośći funkcjonalność zastawek. Jedną z przyczyn niszczenia zastawek były zna-czne naprężenia płatków w miejscu mocowania materiału biologicznego dos łonku . Za s ta wk i b ez s t en to w e w badaniach kl in icznych są mnie j poda tn ena uszkodzenia, choć wykazano podobieństwo pomiędzy oboma rodzajamizastawek biologicznych |1| (571 zastawek biologicznych ludzkich oraz 1351zastawek b iologicznych świńskich imp lantow anych w ciągu 10 lat) N iewła-ściwy sposób wszycia zastawki niesie ryzyko wystąpienia niedomykalnościzastawki zmuszającej do ponownej operacji (kilka procent).

Główną zaletą stentu jest, łatwość precyzyjnego montowania zastawki(i ewentualnie jej usunięcia). Stent przeciwdziała również zmianom rozmia-rów, poszerzenia zastawki. Postępujące poszerzanie aorty powoduje posze-rzanie też zastawek bezstentow ych i pojawia nie się nieszczelności centra lnej.Wadami stentu zastawkowego są: możliwość wytarcia się płatków o mater-iał pokrywający stent, oderwania aorty od stentu, unieruchomienie sinusówaorty i jej ruchów naturalnych podczas pracy aorty. Stent hamuje przepływ,zmniejsza efektyw ne pole otwarcia zastawki i jako obcy mat eriał stw arza ry-zyko infekcji, przecieku obok zastawki, hernolizy i trombolizy.

Po czterdziestu latach doświadczeń można stwierdzić, że złotym środ-k i e m jest , homograft aortalny. Posiada on takie zalety jak: mały gradient dla

małych rozmiarów zastawek i mniejsze ryzyko infekcji .Opierając się na dobrych doświadczeniach dotyczących homograftów

należało przewidywać, że zastawki bezstentowe są bardziej trwałe od sten-t,o wych. Pakt ten z na jd uje obecnie potwierdzenie w szeregu pracach po-równawczych. Trudność stanowi jedynie implantacja. Czas implantacji jest2,3 razy dłuższy od zastawek stentowych czy mechanicznych. Czas uczeniajest dłuższy i czas pełnego krążenia pozaustrojowego sięga do 2.5 godz. [3].Prof. Z.Religa zaproponował rozwiązanie tego problemu w postaci mrożo-nych stentowych zastawek opartych na materiale ludzkim. Innym sposobemjest wprowadzony przez firmę St.Jude Medical eksperymentalnie bioresor-bownlny polimerowy stent do zastawek "bezstentowych" [Pat.5,895,42,1999].

Wśród zastawek utrwalanych nowymi metodami utrwalania na spec-la lmj uwagę zas ługują zas tawki fo tooksydowane , powol i wkracza jące dozastosowań komercyjnych. Istotnym problemem jest powtarzalność procesu

i nadzór jakości utrwalan ia. B adania lab orato ryjn e i na zwierzętach wyka-zały, że zastawki, w porównaniu z zastawkami utrwalanymi w GA, mniejkaleylikują. Firma CardioMedies testowała zastawki wykonano z cielęcego



I 1 ' r o t r z y z i i sl . i i w e k s c r c a

perikardium o nazwie Photol' ' ix TIY1 (Piniu o > i I" Ucu tow a itnwki > wińs kie (We s ta by) . W proc e s ie u t rw a la n ia w ykor / \ ,1 nno barwnik; błękit, metylenowy w roz tworze : soli f iz jologicznej naświe t lany wini łem o odpow iedn ie jdługości fali. .Jakkolwiek istota sieciowania III* jes t do końca wyjaśniona ,wiadom o, że wpo mp owa ny w roz twói t len w lyc l i warunkach prze;chodzi waktywną formę wchodząc w interakcje ; z aminowymi związkami kolagenu copow odu je pow stawa nie wiązań krzyżowych między łańcuc ham i. W porównaniu, GA wchodzi aktywnie ; w skład wiązań, jako doela tkowy " lańc uclf i tymmożna t łuma c z yć j e go w ięks z y w pływ na t e mpe ra turę s kurc z u b ioma te r i ałów i inne tes ty "mierzące" skuteczność s iec iowania . Si lną s troną bionia ter ia łów utrwa lanyc h fo toks yda cyjn ie są ich lepsze własności w organiz mac hżyw yc h, z w iąz a ne rów nie ż z b ra k ie m c y to toks yc z nośc i . J e dna k w yma ga jąone da lszych badań. W eksperymencie kl inicznym zas tawek Phot .oPi . s ( l i )w yka z a no prz e c ie r a n ie w e w nęt r z ne j s t rony p ła tków o z e w nęt r z ny p i e i s e i e n

zas tawki, co było przyczyną uszkodzenia zas tawki. Nie ; wykazano takie j nmżl iw ośc i w ba da nia c h na t e s t e r a c h d ługote rminow yc h ( s pra w dz onyc h na l ctowaniu zas tawek utrwalanych w GA), co wzbudza pewne wątpl iwość i adckwatności tego bad an ia dla tego rod za ju zas tawek | -1 |. Od I907i prowndz one s ą w IPS FRK i SA M ba da nia na d w prow a dz e nie m ló tooks yda e j ido produkc j i z a s t a w e k. O pra c ow a no s pe c ja lne go robota (ma nipula tora ) doprz e prow a dz a nia fo tooks yda c j i w n i s kic h t e mpe ra tu ra c h ( l eps z a roz pus zcza lność t lenu w roz tworz e) . W rama ch posz ukiwa nia nowych tnul.e rinlówdla produkc j i z a s t a w e k o ma łyc h roz mia ra c ł i p r z e dmiote m ba da ń j e s i za s t o

sowanie zas tawek żylnych z c ie lęce j żyły szyjne j głównej ( ja rzmowej) u t rwalanych w GA lub w związkach e ;poksydowych. W ekspery men tach nn psach(Scavo) nie zaobserwowano wczesnej ka lcyf ikac j i . Z a s t a w k i a i i f o g e n i c /ne s tanowią jeden ze sposobów ominięe- ia problemów związanych z nnlyginow ością zast awe k ksenogcnicznye-h jest, wyk ona nie z astaw ki z. worka UMOdz iow e go (pe r ika rd ium ) pa c je n ta . Pow s ta je w te n s pos ób z a s ta w ka z godna genowo, w zam ierzeniu t rwa ła i nie powod ująca kacyl ikae j i . Potny I nnjes t nowy, a le c iągle poddawany badaniom. W 5 min można zrobić zas tawki;t ró j pła tk ową [13] , w nas tępn e 5 min utrwalić w GA. Jes t t rwała wyl izym ala 800 ruin cykli w badaniach iv. vil.ro. Pa da nia prz e prow a dz one na ow c a c hpokazały, że1 zasta wk i (po 5 mie siącach ) by ły wolne e>el wszystk ich neg atywnych objawów - nie mia ły też zc icnienia i skurcze nia tkanek obserwowan ychw eksperymentach z zas tawkami świeżymi. Zas tawki tego typu mogą miceszczegc ') lnie znacze nie w przypad kach nie typowych . Należy zaz naczyć, ze mater ia ł ten jes t z, powodze niem wykorz ystywany w kardiochirurgi i do różnych

operac j i naprawczych. Z powodu kurczenia s ię tkanek na tura lnych na leży goutrwalić (GA) I l o ine>graf fy aor ta lne , płucne i mitra lne ' są na j lepsze pod



7 . H i o n i i i l e r i a l y w k a r d i o c h i r u r g i i

względem własności hemody nami cznyc h i trombo gcrmo ści. (!o do trwało ś-ci - to zależy ona od sposobu przygotowania zastawki oraz implantacji .Pierwsze zastawki biologiczne wszczepione zostały przez D.Rossa i B.Par-rat Poys'a. Oprócz wszczepienia hornograftu aortalnego w pozycję aortalnąbiorcy, stosuje się też implantację w pozycję zastawki płucnej wg opera-cyjnej procedury Rossa stosowanej u dzieci. W celu zachowania zdolnościwzrostu wszczepia się wtedy w pozycję aortalną własną zastawkę płucnąchorego. W przeciągu tych kilkudziesięciu lat badano wiele sposobów steryl-

izacji i utrwalania homograftów. Według obecnych danych wyraźnie naj-lepsze jest z astoso wani e kom binacji: an tybi otyk + mrożenie (w ciągu 10 latprawie bez uszkodzeń (badano 410 zastawek), w ciągu 15 lat tylko ok. 85%uszkodzeń, gdy najlepsze zastawki biologiczne świńskie C-E miały tu 70%).W IPS FRK opracowano własny zestaw kąpieli antybiotykowej, a zastawkisą, w sposól> nadzorowany komputerem zamrażane a następnie przechowy-wane w oparach ciekłego azotu (p onad - 170 C).

W s z t u c z n y m s e r c u i innych komorach pulsacyjnych pom p krwi sto-sowano początkowo zastawki kulowe, które z powodzeniem zastąpiono za-stawkami dyskowymi oraz zastawkami biologicznymi. Wykonano też próbyzastosowania, utrwalanych w 98% glicerolu, bardzo wytrzymałych na prze-ciążenia zastawek wykonanych z ludzkiej opony twardej (ponad 500 klinicz-nych zastoso wań) w sztuczn ych sercach (total artificial heart TA II) irnplan-towa.nych cielętom. Poprawienie ich parametrów funkcjonalnych wiązano zpróbami wprowadzenia miękkich stentów. W większości komór TAH stoso-

wane są zastawki P-S (w Uniwersytecie Utah i Ifeshey Medical Center wPonrisylwanii) , w polskich komorach Poltah stosowane są zastawki biologi-czne Polbio lub zastawki dyskowe Sorin, w komorach wspomagania Polvadzastawki dyskowe Sorin lub zastawki poliuretanowe Polpu. Z a s t a w k i p o l i -u r e t a n o w e , na podstawie analizy stanu obecnego badań można stwierdzić,są w stanie zastąpić natu ralny m ateriał zastawek. W badaniach porówn a-wczych na zwierzętach podkreśla się, że zastawki poliuretanowe powodująporównywalną z zastawkami biologicznym agregacje płytkową i trombogen-ność |;i'2|. W tej chwili kilka ośrodków w Niemczech, Szkocji, USA i Japonioraz I 'o lski prowadzi zaawansowane prace nad zastawkami poliuretanowymistosowanymi do pulsacyjnych pomp krwi (już stosowane klinicznie) lub dostosowania jako protezy zastawek serca.

Wielkie nadzieje należy wiązać z rozwojem inżynierii tkankowej. Na zrę-bach wykonanych z biodegradowalriego polimeru wysiano z sukcesem ko-

mórki wyścielające naczynia krwionośne owcy i wyhodowano już zastawkębiologiczną (Lan ger, I larvard Medical Seliool). Odkryto również, że stosowa-nie imitacji warunków obciążenia naczyń, tkanek szkieletowych, czy mięśnia



I P r u t e z y z a . s la w e k s e r c u .

. -i i owe go w czasie hodowli sprzyja uksztnlkowanie właśc iw ej r i iktury Ino

uinlei ialu.

I >i(świadczenia własne w dz iedz in ie protez zastawek sc

i • i | i[:V' zastawka (tutaj z dysk iem z Delr inu), rozm iar 29, kąt otwarciadysku 74° , wewnątrz średnica 24 mm , projekt J Molla

l , | . 11 zaprojektowana specjalnie do komór wspomagania sercaPolvad t ró jpłatowa zastawka z pol iuretanu, wykonanametodą pokrywania warstwowego, wewnętrzna średnica24m m (wykonan p rzez AK api s IPS FRK, p ro j ek t FF: K)

. I I-;]' . zastawka świńska wykonana specjaln ie dla sztuc znego se rcaPol tah, stent z Derlm u ob szyty tkaniną (Dacron ) (J W::*)ł< lStożek FRK, B.Stolarzewicz Plastmed), ut rwalana aldehydemglutarowym za pomocą oryginalnej metody (Z Nawrat FKK)

i | .; | | ] stentowa zastawka płucna zaprojektowana i wykonana z tkankiludzkiej (dawca) przez zespół kierow any przez prof. Z.Rehgi ; ,zamrazana w ciekłym azocie pod nadzorem komputera , stent zDelrinu obszyty tkaniną (Dacron) (J.Wszołek-Stożek FRK,B.Stolarzewicz Plastmed), wykonana w ki lku rozmiarach

I KU GA 2 stentowa zastawka mitra lna zaprojektowana i wykonana z tkankiludzkiej (dawca) przez zespół kierowany przez prof Z.Rel igę,zamrażana w ciekłym azocie p od nadzorem k omputera , stent 7.

Delrinu obszyty tkaniną (Dacron) (J.Wszołek-Stożek FRK,B.Stolarzewicz Plastmed), wykonana w ki lku rozmiarachPo raz pierwszy zastosowana kl inicznie przez prot Z Rehg ew Zabrzu, w 1995 r

I I LIGA 3 zastawka bezstentowa mitra lna zaprojektowana i wykonatniz tkanki ludzkiej (dawca) przez zespół kierowany pr/.< z. pis 'IZRel igę (IPS FRK), częściowo utrwalana roztworem GAPo raz pierwszy zastosow ana kl inicznie przez prof / . Religi, 'w 2000 r . __

T a b . 7 . 1 . P o l s k i e p r o t e z y z a s t a w e k s e r c u .

Wys pecjalizo wany zespó ł prowa dzone j przez prof. Zbigniew a lieligę KlinikiKardiochirurgii Śląskiej Akademii M edycznej w Zabrzu wykonywał od roku1980, we współpracy z Wojewódzką St acją Krwiodast.wa w Katowicach, hoinogralty (czyli fragmentem aorty z zastawką artal ną). Następnie p ootw uiciu, zorganizowanej i prowadzonej do dziś przez panią Jolan tę Stożek Wszolek Pracown i Zastawek Biologicznych w Insty tucie Pro tez Serca lAindacjiRozwoju Kardiochirurgii (IPS PUK) rozpoczęto prace nad sieniowymi zasławkam i płu cnym i i initi nlnynii Zastawk i sij przechow ywane w stanie za



>M V H i o u u i l c r i u l y w k a r d i o c h i r u r g i i

mro żenia w zbiornikach z ciekłym azote m. ()<1 kilku lat prow adzon e są rów-nież prace badawczo-wdrożeniowe w l! 'S nacł utrwalaną w glutardchydziezastawką biologiczną (z tkanki zastawki aortalnej lub płucnej pozyskiwa-nej z serca świń) do sztucznego serca oraz zastawkami poliuretanowymi dokomór wspomagania serca. Prace podstawowe oraz projekt systemu testówzastawek był przeprowad zony w obecnej Pracowni Biocybernetyki IP S FR Kw zespole kierowym przez auto ra.

I(\: 7..'5. Wykonanie i testy zastawki mitralne j typu Religa, a) szycie zastawkiw sterylnych warunkach utrzymując stałą wilgotność tkanki, b) kwal-

ifikacyjny - bezpośrednio po wykonaniu zastawki, "paszport zastawki"oprać, na podstawie danych z kilkuminutowego testu kwalifikacyjnego.



I P r u t e z y z a . sl a w e k s e r c u .

W y b r a n o z a g a d n i e n i a •/. d z i e d z i n y b a d a ń p r o t e z HO r en

C D

Hys. 7.4. System testów in vitro zastawek w Instytucie Protez Serca w ZabrzuA. System pomiarowy składa się z odpowiednio oprogramowanego kompute ra połączonego z miernikami ciśnienia oraz przepływomierzem ciek

tromagnetycznym.B. Przygotowanie do testu kwalifikacyjnego mome nt wkładania zntawki do testera odbywa się w konfiguracji pionowej co czyni ti| opcim |iprostą i bezpieczną.C. Symulacja pracy odbywa się w pozycji poziomej testem (Ihin. |imcując ej zastaw ki jest rejestrowany przez kamen video S VII.'! uiomiast c iśnienie oraz przepływ prze zastawk ę je:.1 /up r any w po impliku w komputerze gdzie podlega dalszej obróbceD. Tester wytrzymałościowy. Wprowadzenie każdej zmiany u konnii ulcji oraz szyciu zastawki jest testowane w przyspieszonym le - ie długoterminowym dla określenia wpływu na wytrzymałość ziisluwki

Ba da nia s ymula c y jne z j a w is k na tury b iof i z yc z ne j ma ją pods t a w ow e z na c z ęnie dla inżynier i i biomedycznej . Przy pomocy modeli f izycznych układu krążenią oraz innych s tanow isk badawczy ch wykon ywane są prace badawcze •c ha ra k te rz e pods ta w ow ym, w s poma ga jąc e f a z ę pro je k tow a nia , a t a kże okre

śla jące cha rakte rys ty ki pracy sys tem u w różnycl i warunkach oraz ich niozaw odnośó. N a s tępnym e ta pe m ba da w c z ym poprz e dz a jąc ym e ks pe ryme nta ln izas tosowania kl iniczne są e k s p e r y m e n t y in vil.ro na zwierzętach, gi lz ie pod




da je sit; ocenie pracę ukła du w organizmie żywym. Zanim gotowy pro duk ttrafi do kliniki podlega testom kwalifikacyjnym. Z punktu widzenia bada-nia. biomateriałów, co jest treścią tej książki, warto omówić kilka rodzajówbadań i przykładow ych wyników otrzyman ych w naszej (PB IPS F RK ) pra -cowni.

B a d a n i a w y k o n y w a n e w c e l u o c e n y s p o s o b u u t r w a l a n i a t k a n e k o d -zw ier zęc yc h . W związku z p rowadzonymi badaniami nad nowym, sku te -cznym sposobem utrwalania tkanek wykonywane były następujące testy:

• Badan ia własności mechanicznych tkanek. Elastyczność i wytr zym a-łość'' mechaniczna materiału jest jedną z podstawowych wielkości wa-runkujących długą i bezpieczną pracę zastawki.

• Kalcyfikacja in ińtro i in vivo. Pods tawowym prob lemem wpływają-cym na niszczenie zastawki jest kalcyfikacja. Badania laboratoryjnetego zagadnienia obejmują: próby statyczne i dynamiczne kalcyfikacjiin nitro z płynem kalcyfikującym zawierającym KC1, KH2 PO4, CaCl2GII2 O oraz badania tkanek wszczepianym szczurom podskórnie i do-mięśniowo na czas od 4 do 12 tygodni.

• Bada nia histopatologiczne próbek. Konsekwentnie dokonywane są ob-serwacje histopatologiczne próbek poddawanych różnego rodzaju pro-cesom fizykochemicznym, na każdym etapie przygotowania, badaniai przechowywania tkanek.

• Badania temper a tury kurczen ia . Temp era tura kurczen ia tkanek , czy lidenaturacji termicznej jest uważana za wskaźnik stabilizacji materia-łów (głównie kolagenu) utrwalanych chemicznie.

• Bada nia dielektryczne. Po umieszczeniu dielektryka w konde nsatorz enastępuje zwykle wzrost pojemności elektrycznej mierzony stałą die-lektryczną D lub jej odwrotnością: podatnością dielektryczną. Podwpływem zmiennego pola elektrycznego następuje polaryzacja elek-tronowa i atomowa, polaryzacja orientacyjna narasta powoli (relak-sacja dielektryczna), więc zmieniając z odpowiednią częstością polemożemy dowiedzieć się o dynamice orientacji dipoli - molekuł w ma-teriale.

• Badan ia uwalniania białek niskocząsteczkowych. Wyko rzystując róż-nego rodzaju enzymy dokonuje się eliminacji określonych cząsteczek.

Z tkanki usieciowanej ekstrahuje się mniej białek. W otrzymanym roz-tworze dokonywane jest oznaczanie frakcji kolagenu (określenie zmia-ny dynamiki typu kolagenu i ełastyny).



7 . 1. P r o t e z y z a s t a w e k s e r c a

• PPH . E le k t ronow y r e z ona ns p a r n u i n g n e i y i u \ w ykotz ys tu je z j a w iskoabso rpc j i prom ieniowa nia mikro l ii io w e g o p rz e z n b I n t n j e pa ra ina gne tyc z ne ( z a w ie ra jąc e e o na jmnie j |e«|en me : .p a r o wan y e lektron) . ( Idyma te r i a ł j e s t, umie s z c z ony w polu m a gne tyc z nym na s tępuje or i e n ta c jamome ntu ma gne tyc z ne go , ' /mie rn ie po la pow odują prz e jśc ie na w yższy s tan poziom energe tyczny w warunkach rezonansu. Analiza widmaEPR pozwala określ ić rodzaj cząs teczek w mater ia le i wiązań pomię-dz y n imi .

• D e r iw a togra f i a - t e rmic z na a na l i z a różnic ow a . O c e na ma te r i a łu poprz e z pomia r poc hła n ia n ia c i e p ła na prz e mia ny f a z ow e b ia łe k .

Przeprowadzono badania własności mechanicznych ( rys . 7.5) os ie rdz ia ( /w/1cardiurn) , aor ty i pła tk ów zas tawek. Przyk ładow o, otrz ym ano m odni Yoitl lga dla świeżego świńskiego os ierdz ia 0.3 1±0 .18 MP a, w P PS 0.28 I 0 I MPa.w 50% alkoholu 0.19 ± 0.08 MP a, po dda neg o fotook syda ej i 0.20 I 0 I MPaoraz CA 0.2%: 0.24 ±0.1 MPa. Powyższe wartości obl iczono dla obciążenia1 0 0 G .

"'Ł ki*®*.......... iMiiim-wmrórwiriiiiiilfllMftWil

Hys. 7.5. 'lest.y bioma teriałów na oryginalny m urządzeniu specja listyczn ym w PUPUK i KMWK ŚAM w /abrzu. Pokazane różne sposoby badania linguientńw, pierścieni, aorty świńsk iej utrwalanej m etodam i lizy ko clicinicznyrui.



7 H i o t r i a l e r i a l y w k a r d i o c h i r u r g i i

Tkanki biologiczne nie można scharakteryzować jednym modułem Youngaponieważ mają zmienną, nieliniową, charakterystykę naprężeniową w czasierozciągania. Opisu ją je równania konstytuty wne. A orta jest interes ującympolem b adań, gdyż proces kalcyfikacji często związany jest z jej złym utrwa-laniem. G rani ce fizjologicznych naprężeń ao rty mieszc zą się pom iędzy 100 Ga 300G, więc można badając moduł Younga dla tych naprężeń prześledzićjak wpływ prowadzonego utrwalania i przechowywania wpływa na jej włas-n o ś c i bioinechanicznc. Analiza pola histerezy naprężeniowo-odkształcenio-wcj otrzymanej w czasie testu pulsacyjnego pozwala na scharakteryzowaniezmian własności lepkosprężystych tkanek pod wpływem różnych czynnikówut rwalających oraz symulacji "pracy" tkanki. W badaniach porównawczychotrzymaliśmy większe pola i współczynniki histerezy dla tkanek utrwalanych(dla GA mniejsze niż dla fotooksydacji) niż tkanek świeżych, co związanejest, ze zmianą rozpraszania energii w tkankach. Po okresowym obciążeniutkanki (tzw. trenowaniu) obserwujemy zmniejszenie histerezy co oznaczawzrost, sprężystości tkanki (rys.7.7). Fotooksydacja (błękit metylowy) spo-wodowała w zrost, w stosunku do tkan ki świeżej, mod ułu Younga o 6.4% (dla100 |G|) i 12.3% (dla 300 [OJ), który wzrósł o odpowiednio 12% i 18.5% po 82przechowywania w alkoholu 50%. Dla tkanki utrwalanej aldehydem gluta-rowym, GA 0.2%, otrzymaliśmy zmianę o odpowiednio: 89% (dla 100 [G])i 130% (dla 300 [G[) po pierwszym dniu oraz po 59 dniu 114% i 220%.Sposób utrwalania i przechowywania tkanek wpływa na wszystkie wielkościbioinechariiczne. Rysunek 7.6. przedstawia wykres badań naprężeń podczas

80

60

UJCL 40

20

0.9 1.0 1.1 1.2 1.3 1 A 1,6

H.ys. 7.(i. Mi stercza próbki aorty p oddan ej utrwalan iu w GA 0.2% podda nej rono-waniu (naciąg 300(1) przez KIO cykli (Oprać. M .Gonsior, K.Ky kala) .

Hislereza przed trenowaniemPole histerezy: P = 1,015 kPaWsp histerezy H = 10,353 %

stereza po trenowaniuPole histerezy: P = 0,796 kPaWsp. histerezy: H =7,913 %



7.1. P r o t e z y z as t a w e k s e r c a

roz c iąga nia poprz e c z ne go p ła tka z a s ta w ki mil rnl in i Widzimy znaczne poprawienie wytrzymałości na z rywanie tkanki poiManij dz ia łaniu ( IA. ( ' Inrurdzy s tosują nawet krótkotrwale ( I I ) mm) kąpie le tkanek w (JA, żebywzmocnić s tosowaną, np. jako la l i ; , t k a n k ę i zapobie c innym n iekorzys tny mzjawiskom takim jak kurczenie i biodegradacja tkanek świeżych.

I N I T es t zas t awek mi t r a l nych w za t ezno i c i od s t ężen i a Oa ( 0% , 0 ,7% )

00,00 0,10 0,20 0,30 0,40 0,50 0,60 0,70 0,80 0,90 1,00 1,10 1,20 1,30 1,40 1.50 l.fin

Pr2GA0,2%

-PrSF I M S I I

I Zs

AL

Hys. 7.7. Bad ani a naprężeń podc zas rozciągania poprzeczne go świeżego i ut i walunego w aldehydzie g lu tarowym (GA 0 .2%) p ła tka zastawki in i t r i i lncj

Ba da ne prz e z na s pro te z y na c z yniow e (Ba rd) , na moc z one w krw i z w ie rz ęc e jmają pole his te rezy dwukrotnie większe od utrwalanych w (IA i lolooksydow a nyc h a or t .

ISM

R f i H fmmm

mmmm

m m

" M idśmm w

mki ;

f' • 'Ą

(1) (2) (3)

t" •

W..;

ta po lot 11 i iksydin j i

(4) (5)Hys. 7.8. B adan ia histo patol og, próbek aort świńskich:

(1) u trwalana w aldehydzie g lu tarowym (1A(2) próbka świeża przed badaniem mechanicznego zrywania tkanki(3) oraz po zrywaniu(4) badanie cieki u kalcyfikacji m miro.Mikroskop optyczny, powiększenie l(l(lx ( , l . Nożyński ll 'S I UK).

B a d a n i a h i s t o p a t o l o g i c z n e są rutynowo wykonywane (. I .Nożynski) dlaw s z ys tk ic h próbe k podda w a nyc h e ks pe ryme nta lnym me todom ut rw a la n ia .



7 . H i o i n i i l o n i i l y w k i i r d i n c l i i n i r g i i

za do ' / .minimalizowania takich negatywnych zjawisk jak uszkodzenie skład-ników rnorfotycznych krwi, uogólniona reakcja zapalna, upośledzenie home-ostazy układu krzepnięcia oraz mikro- i inakrozatorowość. Pacjentów z nie-wydolnymi płucami i sercem leczy się przez zastosowanie układu zawierają-cego pom pę i oksyg enator. M etoda czasowej oksygenacji (na tleniania krwi)pozaustrojowej krwi ( E C M O - Ex tracorporea l Membrane Oxygena t ion)została zastosowana po raz pierwszy w 1972 roku. przez HilPa. W skład uk-ładu wchodzi pompa wirnikowa, oksygenator membranowy, wymiennik cie-pła oraz system kaniul do połączenia z układ em naczyniowy m p acje nta.

Wnęt rze wszystkich składników jest heparynizow ane. Pompy odśrodkowewykorzystują efekt rozpędzenia krwi przez zmuszenie jej do chwilowego ru-chu wirowego. Pompa (np. B i o m c d i c u s ) skład a się z jedno stki napędoweji nasadzanej, jednorazowej, głowicy akrylowej napędzanej przez magnety-czne sprzęgło. Prędkość wyrzutu rozpędzonej na stożkowym wirniku krwi(przez prostopadły do napływu wylot.) zależy od prędkości obrotowej, ob-ciążenia na wlocie oraz wylocie pompy. Na hemolizę krwi pomp ma wpływkonstrukcja pompy oraz warunki jej pracy. Zbadano in vitro różne pompysymulując ich zastosowanie jako komora wspomagania serca LVAD, krążeniepozaustrojowe CPB i ECMO. Wykazano, że zastosowanie pompy jako LVADpowod uje najm niejs zą hemolizę, a hemoliza pomp w czasie do ECM O zależysilnie od rodzaju użytego oksygenatora. Pompy ze stożkowym wirnikiempowo dują większa hemolizę przy małych przepływach i dużych ciśnieniach(I | . dla KOMO i wspomaganie przezskórnego wspomagania serca). Mniejsząhemolizę, niezależnie od celu zastosowania, powodowały pompy z wirnikiempłaskim. Pompy hemolizowały krew najwięcej gdy były stosowane do EC-MO (od 10 do 50 razy) [8|. B a l o n w e w n ą t r z a o r t a l n y do wspomaganiakrążenia wieńcowego serca został przedstaw iony w pracach Mau lopulosa,l opaza i Kolffa z 19G0 r. W 1968 roku Kantrowitz po raz pierwszy udowod-nił kliniczną skuteczność kontrpulsacji wewnątrzaortalnej. W latach 70 byłato już jako metoda klasyczna dzięki wprowadzeniu pierwszej maszyny firmyDatasc opc (system 80). Balon (30-40 ml) umieszczony w aorcie jest synchro-nicznie do pracy serca napełniany i opróżniany podwyższając ciśnienie roz-kurczowe i perfu zję naczyń wieńcowych i doglowowych (wypełnianie) orazzmniejsza on pracę serca w czasie opróżniania, uruchamianego w czasie sku-rczu serca. Rzut serca zwiększa się wskutek polepszenia kurczliwości serca.. lest to podstawowe urządzenie na oddziałach kardiochirurgii . Balon, w pos-taci zwiniętej na prowadniku (kateterze) jest zakładany najczęściej przeztętnicę wspólną uda. Kantrowitz również wprowadził do kardiochirurgii (od

wielu lat eksperymentalnie stosowana klinicznie) rodzaj pompy wspoma-gania wykorzystującą naturalną lokalizację wobec zastawki serca, tzw. łatę




rzętach wynosi obecnie w sumie 5 lal , najdłużej eksperyment prowadzonoponad 5 miesięcy. W poszukiwaniu materiałów biozgodnych i trwałych wI 9 6 9 r . Y.Nose wykonał stalowe serce pokryte Teflonem (tzw. zielone ser-ce), które implanto wał ba ranowi n a 50 godz. Próbow ano również wykonaćwnętrze komory z odpow iednio wypreparowaneg o perikardium (osierdza).I ' ierwszy zastosował z sukcesem (w 1966 r) membranową komorę do wspo-magania lewej komory serca M DeBakey, który jest twórcą również pierw-szej pompy rolkowej stosowanej do perfuzji serca w czasie operacji . Przysz-łość pom p implantowalny ch związana jest z napęde m elektryczny m. Pierw-ze wdrożono klinicznie pompy pulsacyjne: komorę wspomagania N o v a c o r

i I IcartMate, które zostaną opisane poniżej. W pompach pulsacyjnych częśćwytwarzającą energię mechaniczną oddziela od krwi biozgodna i odpowied-n io wytrzymała membrana . Komory typu membranowego pos iada ją mem-brany przyklejone do twardego lub pół-elastycznego korpusu. Dzielą one ko-morę na dwie prawie równe części. Natom iast w komorach ty pu mieszkowego(sa<:) membrana ukształtowana jest w worek j)odwieszony w sztywnej ko-morze. Komory sztucznego serca zasilane mogą być pneumatycznie, hydrau-liczne, lub mechaniczne. Próby wprowadzenia napędu jądrowego zakończyłysię niepowodzeniem. Komory wspomagania serca stosowane są w celu utrzy-mania, przy życiu pacjentów do transplantacji lub leczenia serca pacjenta.Po wyleczeniu i podjęciu przez naturalne serce pacjenta hemodynamiczniewydajnej pracy można operacyjnie usunąć kaniule łączące komorę z ukła-dem naczyniowym i przerwać wspomaganie. Sztuczne serce jest stosowane

w przypadkach , k iedy jedynym ra tunkiem d la pac jen ta jes t t ransp lan tac jaserca lul> docelowo. Os tat nio jesteśmy świadka mi udan ych wd rożeń klinicz-nych pomp rotacyjnych powodujących ciągły przepływ krwi. Jarvik '2000i MicroMed-deBakey to obecnie stosowane implantowalne pompy (osiowe)krwi o przepływie ciągłym. J a r v i k 2 0 0 0 to mała (2,5 na 5.5 cm) pompawirnikowa (wirnik elektromagnetyczny pokryty warstwa tytanu) montowa-na w komorze serca (zabezpieczany pierścieniem dakronowym wzmacnia-ny silikonem) i połączona dakronową protezą naczyniową z aortą piersio-wa. Wirnik łożyskowany jest na ceramicznych kulkach przemywanych krwią(smarowanie i odbiór ciepła). C zęstość obrotów 9-16 tys. /min zapew nia r zut.1 li l /min przy ciśnieniu ao rtalnym 80 mrnllg i mocy 4-10 W. Pom pa zasi-lana jest z, zewnętrzny ch ak um ulato rów przez skórriie przez ukł ad cewek lubza pomocą przewodu elektrycznego przeprowadzanego przez zabezpieczony"korkiem" z węgla pirolitycznego otwór w czaszce. Stosowana jest ekspery-mentalnie w kilku klinikach: obecnie czterech pacjentó w w USA i jeden w

Londynie (pierwszy pacjent, na świecie). M i c r o M c d - D c B a k c y V A D jes tpompą wirnikową (rzut do 5 l/min), osiową, połączoną kablem przepro-



l ' .>. .Sz tu cz no HOH e I | M i| 111'\ 1,1 w I

wadzonyrn przez, skon; z, sterown ikiem zna jdu jący m się przy pasie pa cjen ta.Jest iniplantowaria pomiędzy koniuszek serca i aortę ( wstępującą lub zstępujarą). Testowana intensywnie w Kuropie od dwóch lat, pierwsza implant, acjnzostała przeprowadzona w Wiedniu. Z 58 implantacji 16 otrzymało serce wczasie transplantacji . 16 czeka na transplantację, ok. 1/3 pacjentów zmarłaz powodu wielonarządowego uszkodzenia. DeBakey NASA. Pcnn State l< i -o n h o a r t , L i o n H c a r t L V D L V A S . (Arrow In te rna t iona l , hic, Reading, Pa)jest implantowalną pompą pulsacyjną rozwijaną od 1994 r. Wyrzut pompy

sterowany jest automatycznie dając przepływ od 3 do 7 ł/min. Komplet, ba-terii zewnętrznych waży 3.5 kg starcza na 6 godzin pracy komór (W alter I 'a e•Ir, MD). Pierwsze kliniczne zastosowanie miało miejsce w Niemczech w październiku 1999 r. Stosowana do tej pory u dziesięciu pacjent,ów w Furopu-I 'aejent w Londynie posiadał (pod koniec 2000r.) już ten rodzaj kouiot v ponad rok. H c a r t M a t e (Thermo CardioSystems Inc., Wolami, IV1A, PSA) tonazwa rodziny pomp. Pneumatycznie zasilana komora llearl .Mate i (w roku1994 otrz ym ała pierwszy PDA n a mechaniczną komorę wspomaganiu -eica stosowaną jako pomost do transplantacji w IJSA) była stosowana 1201)razy, elektrycznie zasilana HeartMate (PDA w 1998 r.) była. stosowana I 150razy. W sumie ponad 700 lat eksperymentu klinicznego. Wszystkie komorywykonano ze specjalnie chropowatej powierzchni ułatwiającej powstawanienaturalnego śródbłonka. W wersji elektrycznej zamknięty w korpusie tylanowej silnik poprzez u kład krzywkowy uciska pulsacyjnie syntetyczny worekz, krwią, któ rego wejście i wyjście jest zam ykan e przez zasta wki biologiczne

świńskie 25 mm firmy Medtronic. Firma wprowadziła również odmiennerozwiązanie zapewniające biozgodność membrany. Zamiast doprowadzać domaksymalnej gładkości poliuretanu opracowano materiał z. wbudowanymukłade m włókien, która ułatwia tworzenie naturaln ego śródbłonka Komora implanto walna je st w powłoki brzuszne pomiędzy koniuszek sercu n norii ,wstępującą. Przezskórriie przeprowadzany jest przewód zasilający oiaz odpowietrzający (ma zastosowanie też jako awaryjne, zewnętrzne napędzaniepneu maty czne komory po mpk ą ręczną). Rzut, do I I l /mi n. O becnie prowadzone są tam prace nad sztucznym sercem opartym na turbinowej pompuosiowej. U n i v c r s i t y o f P i t t s b u r g h - T h e r i n o ( l a r d i o s y s t e i n s I l e a r t ma -t ę II , to osiowa pompa rotacyjna z łożyskiem kamiennym, o o b j ę t o ś c i MII ml ,waży 350 g i przewidziany czas stosowania określa się na 5 7 lat. I 'rzeprowndzono 70 eksperymentów na zwierzętach. Pierwsza próba iniplantaeji w Izraełu zakończyła się porażką (nie z powodu komory). Planuje się wykonanie10 ekspery mentó w w Izraelu i Kuropie. Trzecia generacja, Hea rtM ate III to

będzie pompa odśrodkowa z Icwitujaeyin w polu magnetycznym wirnikiem(bez mechanicznych łożysk). Hyla stosowana u 8 zwierząt przez w sumie 320



7 . H i o i i i n l . c ri n . l y w k a r d i o c h i r u r g i i

dni. |25|. N o v a c o r (Baxtcr Healthcare, Oakland, CA) jest to zasilana z ba-terii pompa wspomagania serca o napędzie elektromagnetycznym. Jest im-plantow alna w lewym górnym kwadracie brzucha. Krew napływa do komoryz kaniuli dakrono wej um ieszczonej w koniuszku lewek komory serca i wyrzu-cana jest p oprzez kaniulę dakronową do bo cznej ściany części aorty wstępu-jącej. Pracuje synchronicznie z sercem. Zastawki biologiczne montowane sąw specjalnym koszu do protez naczyniowych. Ma dopuszczenie FDA do sto-sowania jako pomost do transplantacji serca. Stosowana była u ponad 1000pacjentów w ciągu ostatnich 15 lat (P. Portner). 94% pacjentów było pod-d a n y c h transplantacji . Średni czas stosowania 7 miesięcy, najdłuższe 110dni. Pinna Abiomed (ABIOMED, łnc, Danvcrs, Mass. USA) wprowadziłado praktyki klinicznej najpierw pompę zewnętrzną A b i o m e d B V S 5 0 0 .Jest to zasilana i sterowana pneumatycznie pompa dwukomorowa ze swo-bodnie wypełnianym przedsionkiem mocowana w pozycji pionowej do łóżkachorego. Połączona jest z układem krążenia stosunkowo długimi kaniulami,bardzo łatwe, automatyczne sterowanie nastawione jest na pełny wyrzut ko-mory (ok. 80ml). Zastosowano w niej zastawki poliuretanowe, z Angiofłexu.Angioflex jest materiałem nietoksycznym, wytrzymującym z jjowodzeniem100 tys. przegięć dziennie. Końcówki kaniul wszywanych do przedsionka ma-lą specjalne zbrojenie i kształt uniemożliwiający zapadanie się ścian przed-sionka i zaniknięcie wlotu do kaniuli . Kaniule tętnicze posiadają ułatwia-Iace wszycie kołnierze z Dacronu. Firma Abiomed posiada również sztucznee i e e . A b i o m e d A b i o C o r I m p l a n t a b l e R e p l a c c m c n t H c a r t (Abiomed,

I ne . I )anvers, Mass) to w pełni implantowalne sztuczne serce o napędzieelektrycznym, które składa się z dwóch komór oddzielonych mechanizmempompującym. Pompa ro tacy jna wprowadza w ruch c iecz k tóra , za pomocądrugiego silnika kierowana jest do lewej lub do prawej komory powodującskurcz poliuretanowych worków z zamontowanymi dwoma, poliuretanowy-mi zastawkami. Nie wymaga stosowania komory podatnościowej (zastoso-wano wewnętrzny pomost hydrauliczny), normalnie pracuje 4-8 l/min, mak-symalnie 10 l/min. Kierunkiem przepływu kierują cztery, oryginalne poliu-r e t a n o w e zastawki (identyczne jak stosowane od wielu lat w pompie wspo-magania. Abiomed BVS). Energia z baterii zewnętrznej przekazywana jestbezprzewodowo ]>rzez skórę. Implantowalna bateria starcza na 30-60 min.I 'o i n p a reguluje automatycznie swoją częstość pracy w zakresie 60-140 cyk-li min. Cena jest planowana na 75 tys. dolarów. Do jej wykonania zastoso-w a n o sprawdzony przez 20 lat pracy elastomer Angioflex - ultragładki, bezszwu, więc uważa się AbioCor nie będzie wymagał antykoagualcji. W serii

e k s p e r y m e n t ó w na cielakach w Luisville (w 1998 r. na 18 cieląt 16 przep ro-wadzono z. sukcesem) stwierdzono, że już po 7- 10 dniach po impla ntacji stan



7.5. S/ ,1 l iczn o s o n o I | i im i | iv I trWL ,r)(i7

organizmu się norm uje (I) Lederinun). l 'o przeprowadzeniu udanych badań laboratoryjnych i implantncji nn zwierzętach rozpoczęto eksperyment,kliniczny. Dnia 3 lipca 20(11 i. doktorzy L.Cray i R..Dowling w Luisvillc(Kentucky, IJSA) wszczepil i p ierwsze w pełni implantowalne, autonornicznesztuczne serce AbioCor. W obecnym programie eksperym ent u klin icznegoA b i o C o r może być stosowany w pięciu amerykańskich klinikach dla pacjentów starszych niż 18 la t , z n iewydolnym nieodwracalnie sercem, dla którychprzewidywany czas przeżycia jest m niejszy od 30 dni i n ie ma żadnej innej a l

tern aty wy leczenia. Założono, że jeżeli wyniki pierwszy ch pięciu impla ntac jiw ciągu 60 dni będą satysfakcjonujące, rozpocznie s ię faza następnych | .r>wszczepień. Dotychczas zmarło s iedem osób. Pierwszy pacjent I toberl Tool; ,zm arł po 5 mies iącach (w 2001 r.), drugi z kolei - 71 letni lórri Christei on po17 miesiącach. Dw uletni eksper yme nt uz nano za sukces, ponieważ przyezynil s ię do przedłużenia życia pacjentów w dobrych warunkach o pizyiia j inniej pół roku. Obecnie trwa drugi e tap eksperymentu, po przeanalizowaniuwyników pierwszych pacjentów, usunięto koszyk na kaniuli napływowej, l iznano, że może być on przyczyną powstania skrzeplin tworzących mikrazotory naczyniowe prowadzące do wystąpienia udaru mózgu. ( 'c iem Abiomedjest uzyskanie pięcioletniego, s ta tystycznego przeżycia pacjentów z za .tąpionym przez sztuczny organ sercem. Stosunkowo często s tosowana do królk iego o raz d ług iego wspomagan ia je s t komora Thora tee V A I ) (Thora te iLaboratories , Inc, Pleasanton, CA). VAD zewnętrzny był 1300 razy s łonowany u pacjentów o d 17 do 144 kg, najdłużej 515 dni. Nowa pomp a, Implau

towalna, jest opływowych kształtów, posiada obudowę z szlifowanego tytanui zrobiony z poliuretanu, Tharalonu, worek przez który przepływu krew. Zasilana jest pneumatyczne z przenośnego, podręcznego sterownika, połącz,onego przezskórnie przez 9 mm dren z komorą wewnątrz organizmu. In inalnkomora o wadze 3 39g i objętości zew nętrznej 252 nil na daj e s ię również dowspomagan ia dwukomorowego (D .Fa r ra r ) . I I c a r t S a v o r V A I ) (World Ih ulCorpo ra t ion , Ot taw a , On ta r io ) j e s t pom pą pu lsacy jną o napędz ie hyd iaulicznym. (T .Mussivand). Jest prawie przygotowana do rozpoczęcia eksperymen tu klin icznego. Przygotow ywan a jest . cała rodzina pom p: pom pa osiowa przepływu ciągłego oraz pompy pulsacyjne: komora wspomagania sercai sztuczne serce. Wszystkie zasilane elektrohydraulicznie (wirnik) . W komorze wspomagania o objętości zewnętrzna ok. 530 ml membrana wykonanajest, z g ładkiego poliuretanu i zastosowano zastawki mechaniczne Medl ioni c I lali, które zostaną zastąpione w wersji klinicznej mniej t.roinbogcnny mizastawkami biologicznymi Carpcnticr lOdwards. (Meczą roboczą w układzie

hydraulicznym .jest, olej silikonowy. Plektrohydrnulicznc sztuczne serce (.lapon ia ) I0HTAII , ma elipsoidalne membrany komór wykonane z nietroinbo




gcnnego segmentowego po l iu re tanu (po l ie te rowy po l iu re tan ,TM, Japonia) ,zastawki '21 i 23 mm Bjork-Shiley (M-S) oraz grafty naczyniowe z dacronu(Medox Medical, USA). B a y l o r TA1J (Baylor College of Medicine, IJSA),to serce zasilane elektromec hanicznie (obrót śruby powoduje wysuwanie śru-by popychającej membranę). Wykonane z następujących materiałów: mem-brana z gumy olefinowej, obudowa komory z Hysol (Dexter El. Mat. , USA)lub obecnie z włókien węglowych, któ re są lżejsze i mocniejsze. W labora tor-ium Kolffa, opracowan o m ałe komory z półelasty czną skorupą. W ykonanoje z PcI.leLhane 80AE/2363 (Dow Chemical, Japonia) poprzez formowaniepróżniowe oraz klejenie przez spawanie dielektryczne. Zastawki zrobiono zIsoplastu, pokrytego Pellelharie i sklejono. Zastosowano heparynizację me-todą ozonowego utleniania. Sprawdzono skuteczność do 3 miesięcy w ekspe-rymen tach na zwierzętach. Prezen towana komora spełnia marzenie Kolffa -łatwych w produkcji , tanich komór dla każdego. W. Kolff przysłał zestawykomór w celu wykonania eksperymentów do wielu ośrodków na świecie, wtym również do Polski. Wykonaliśmy w Zabrzu z nimi m.in. badania in vitroformowania skrzeplin (patrz rys 7.12).

W Kuropie, najbardziej rozwiniętą konstrukcję implantowalnego sztucz-nego serca posiada Instytut, Helmholtza w Aachen. Opracowywany od roku1090 model sztucznego serca IIIA TAH oparty na mechanizmie elektrome-chanicznym. Wychylenie płyty na której opiera się membrana o 2 cm pozwa-la na wyrzut 65 ml krwi. Bezszczotkowy silnik prądu stałego obraca się wjednym tylko kierunku (podobnie jak w przypadku HeartMate, inna jest na-

tomiast konstrukcja układu krzywkowego). Pompa pozwala w warunkachlitologicznyc h na wyrzut, ponad 10 l/m in (przy częstości 140 cykli na min).Natomias t komora wspomagania M e d o s - H I A V A D z Aachen, jest zasi-lana pneumatycznie. Wykonywana jest z biozgodnego poliuretanu, z któregorównież są zrobione zastawki trzypłatkowe (zastawki o kształcie sferycznymzastąpiono lepszymi hemodynamicznie zastawkami stożkowymi). Komorywykonywane są w pełnym szeregu rozmiarów, od 60 do 9 ml (komory pe-diatryczne). Stosowane klinicznie ponad 100 razy. Już w badaniach z 1994 r.określano gwarantowany minimalny czas funkcjonowania zastawki na półroku (18 mirt cykli). B e r l i n H c a r t to szereg zewnętrznych, pneumatycz-nie napędzanych, komór wspomagania serca o objętości wyrzutowej 50, 60,80 ml wyposażonych w zastawki mechaniczne B-S albo zastawki poliure-tanowe. Komory wyposażone są w wygodne kaniule sil ikonowe ze zbroje-niem drucianym, które umożliwia uformowanie odpowiednich wygięć kaniu-li. Były testowane in miro do 5 lat bez uszkodzeń (po nad 210 min cykli) . Sto-

sowane główn ie w Berlinie. Była kilku krotn ie im plart to wart a w Polsce przezzespół prof. Z. Iloligi. Komory Berlin I leart , zostały zastosowane w pierw-



7.') . iS/.t.lli/,nr serc e i | » I I M | I \ t i w i

s z yrn uda nym w Pol s c e w s poma ga niu me c ha nic z nym ja ko pomos t do t r a ns]>lantac:ji serca. Autor I»vI odpowiedzialny za część techniczną (sterowanie)podczas tego zabiegu (1901 r . ) i przez niespe łna dwa tygodnie nadzorowałpracę komór s tosując polski s te rownik JSN 301 (wykonany we współpracy zPra c ow nią Sz tuc z ne go Se rc a ŚA M prz e z TE M ED w Za brz u) . O pra c ow a now Zab rzu polskie , pne um atyc znie zas i lane komory Polvad , Pol ta łi zos tam)omó wione w da lsze j części . W Praco wni Sz tucz nego Se rca FRK o praco wano obie c u jąc ą kons t ruk c ję o na pędz ie e l e k t rohydra u l i c z nym . W z a mie rz e n iukons t rukc ja ma być w ykorz ys ta na do budow y impla r i tow a lne go (w ra z z mec ha niz m e m na pędow y m) s z tuc z ne g o s e rc a . N a f a li s ukc e sów m a ło inw a z yjnęikardiologi i powoli wprowadzane do s tosowania w warunkacł i zagrożenia zyc ia s ą min ia turow e pompy w i rn ikow e . Prz ykła dow o, H c m o p n i u p , p•• .t loma ła pompa umie s z c z a na drogą prz e z na c z ynia ( z dos tępu prz e z tę tn ic ęudową, biodrową lub piers iową) w komorze serca . Wirnik pompy obranijąc s ię z dużą prędkością (do 25 tys . /min) zasysa krew z serca i wyrzuca ją(przepływ ki lka l i t rów na minutę, w za leżności od rozmiaru pompy) , poprzeztor w prow a dniku pom py do a or ty . S tos ow a na j e s t g łów nie do kró tko t rw ałe go w s poma ga nia s e r c a .

W la bora tor i a c h opra c ow uje s ię już now e rodz a je u rz ądz e ń , k tóre w n iedalekie j przysz łości zna jdą zas tosowanie kl iniczne . Jednym z nich są pompy,które będ ą również wypełn ia ły fu nkcje na t le nian ia krwi. Idea nie jes t nowa,a le dz ięk i now ym ma te r i a łom (w yt rz yma łe ; me mbra n y pó ł p r z e pus z c z a lne s il ikonowe) obecnie rozwijana . Takie urządzenie o 1 ni" powierzchni umożliwia

pom pow a nie krw i do ok . 1 l /mi n w ra z z j e j na t l e n ia n ie m w fi z jo log ic z nyc hgranic ach (Fiore) . Tylko w USA rocznie pon ad 700 000 amery kanów umieraz powodu niewydolności serca . Firma Abiomed ocenia , że beuel ie jeuta iuisz tucznego serca w tym kra ju może być do 100 tys . pac jentów. Starsze weis|e

pomp w s poma ga nia by ły impla n tow a ne u pona d 4000 pa c je n tów 11 leurt Mnte , N ova c or i td . ) . W s umie obe c nie (K onfe re nc ja Pa d O e ynha s c n , ( l e r iua ny ,Oct . 12-14, 2000) prawie 70% pacjentów wspomaganych l ,VAI) jes t z suke e s e m doprow a dz onyc h do t r a ns p la n ta c j i i j e dnoroc z n e prz e życ ie po t r a nspla nta c j i jes t udz ia łem 80%) pac je ntów . Pud Praz ier (Tcxas l lea r t lus l i f i i tc )lubi powta rza ć his tor ię jak Wil l iam H all , który pracował w 100 1 r. z Domingo L io t t a na d s z tuc z nym s e rc e m (z ma r ł podc z a s t r a ns p la n ta c j i s e r c a w1992 r . ) zapowiadał , że w 1980, 100 tys . Amerykanów będzie mia ło sz tuczneserce . Wydaje s ię, że ta wiz ja może w końcu być spe łniona .

D o ś w i a d c z e n i a w ł a s n e w d z i e d z i n i e s z t u c z n e g o s e r c a i p o m p k r w i

W 1985 t\ , w Zabrzu, prof . Zbigniew Religa przeprowadził pie rwszą w Polscezakończoną sukcesem transplantac ję serca . W 1987 roku powołano w ramach



">7<i7. b i o m a t e r i a ł y w k a r d i o c h i r u r g i i

Katedry Kardiochirurgii Śląskiej Akademii Medycznej Pracownię Sztuczne-go Serca, która poprowadziła prace nad polskim sztucznym sercem |15| f i-nansowane głównie przez Komitet Badań Naukowych. Od 1993 roku działaośrodek badawczo- wd rożen i owy FRK , obecnie noszący nazwę Insty tut Pro-tez Serca (IPS) kontynuujący rozpoczęte prace i rozszerzający zakres badańna właściwie wszystkie 'zagadnienia badawcze dotyczące współczesnej kar-diochirurgii . Zainteresowanie zagadnieniem sztucznego serca było konsek-wencją. wprowad zenia do prakty ki klinicznej trans plant acji serca. Posiadan ie

protez serca stanowiło szansę utrzymania przy życiu chorych w stanie kryty-eznyin niewydolności serca przez czas oczekiwania na serce dawcy.

I 'o trzeba uzyskania szybkiego efektu klinicznego narzuciła nam koncep-cji; zasilania protez serca. Od 1982 roku jedynie protezy serca zasilane i ste-rowane pneumatycznie były stosowane klinicznie.

P o l s k i e S z t u c z n e S e r c e P O L T A H ( p r o j e k t R . K u s t o s z , Z . N a w r a t -SAM, FRK, technologię opracował i wykonuje komory B.Stolarzewicz "Plas-tmed") jest membranową pompą krwi zasilaną i sterowaną pneumatycznieza pomocą specjalnego, zewnętrznego sterownika. Implantowane w miejscenaturalnego serca pacjenta komory, połączone są dworna pneumatycznymidrenami przezskórriie ze sterownikiem (jednostka napędową), który wytwa-rza pulsacyjny przepływ powietrza generując, poprzez ruch membrany, fazytłoczenia i ssania krwi. Komory posiadają zastawki, mechaniczne lub biolo-g i c z n e , w celu regulacji przepływu krwi, otwierające ujście lub zamykające

w oparciu o reakcję na zmian y gradie ntu ciśnienia.

P o l s k a K o m o r a W s p o m a g a n i a S e r c a P O L V A D ( p r o j e k t Z . N a w r a tSAM, F RK, technologię opracował i wykonuje komory B.Stolarzewicz "Pla-

stmed") jest również membranową pompą krwi sterowaną {pneumatycznie ogeometrii różniącej się od sztucznego serca. Służą one do wspomagania nie-wydolnej jednej lub dwóch komór serca. Komory serca pacjenta połączonesą odpowiednimi kaniulami z komorami znajdującymi się na zewnątrz pac-jenta, które połączone są przewodem pneumatycznym z zewnętrznym ste-rownikiem. W komorach montowane są zastawki mechaniczne (Sorin) albooryginalne zastawki poliuretanowe. Komory Polvad stosowane są klinicznieod 1993 r. Komory wykonane są z biozgodnego poliuretanu. Metodą wtrys-ków;; wykonywane są elementy czaszy komory (poliuretan o twardości 55°Shw skali I)) oraz elastyczna mem bran a meto dą pokrywan ia warstwowego (te-chnika. "dcc/) casting) z odparowaniem na formie kolejnych warstw poliure-

tanu (pol iure tan o twardości 80° Sh w skali A).Membrana sztucznego serca (mająca kształt , sferycznej czaszy) podda-

wana jest, podczas pracy cyklicznemu wywijaniu w ciągu miesiąca osiągają-



7 . 5. S z t u c z n o s e r c e i p o m p y k r w i

Rys. 7.10. Zestaw kliniczny, a) sztucznego serca Poltah, b) komór wspomaganiuserca Polvad.

cemu liczbę 3 min przegięć. Aby podnieść bezpieczeństwo stosuje się obecnie

potr ó jna membranę (na jc ieńsza wars twa górna jes t g ładko wkle jona w czaszę) z odpowiednią warstwą poślizgową na bazie węgla. Kaniule są wykonanez PCW, zakończone tellonowymi lub dakronowytni elementami ułatwiającymi zespolenie z naczyniami krwionośnymi. Przezskórną ochronę zabe/pieczają tunele poliamidowe. Przeprowadzono niezbędne eksperymenty rn mlro , na fizycznych mod elach uk ład u krwio nośnego oraz. wyl izyninlo.eiow ibad ania krótko-i długo -termin owe. Jako obiekt ekspei yinenl al ny obi ano clelęta ze względu na podobieństwa anatomiczne i w sposobie prowadzenia dospodziewanego przebiegu klinicznego. Stosowano komory sztuczne)',o serenz zastawkami dyskowymi firmy Sorin ale również przeprowadzono wstępneeksperymenty z zastawkami biologicznymi POLPIO wytwarzanymi w IPSFRK. Kontynuowana jest również praca projekt,owo-badawcza nad zastawkarni poliuretanowymi do komór.

W y b r a n e z a g a d n i e n i a z b a d a ń p o m p k r w i .

Podstawowym problemem warunkującym skuteczne biologicznie stosowaniepomp krwi p-sl powstawanie skrzeplin oraz hetnoliza krwi. Oprócz synuila



">7<i7. b i o m a t e r i a ł y w k a r d i o c h i r u r g ii

czas [h]

czas [h]

Hys. 7.11. Test pompy rolkowej firmy Jostra w PB IPS FR K. Wykres u góry de-monstruje liniowe narastanie hemolizy w czasie działania pompy podobciążeniem 100 mmHg, wykres poniżej - pod obciążeniem 400 mmHg.

ej i kompute row yc h i ba da ń prz e p ływ ow yc h w c e lu w e ryf ika cj i mode l i w IPSPU K w ykonyw a l iśmy na s tępując e ba da nia w ykorz ys tu jąc kre w podc z a s ba -da ń s ymula c y jnyc h w l a bora tor ium:

1 . Ba da nia w pływ u dz ia ła n ia pompy na s k ła dnik i mor fo tyc z ne kre w po-prz e z pomia r uw oln ione j he moglobiny w os oc z u . J a ko prz ykła d tyc hba da ń prz e ds ta w ię ba da n ia w pływ u oporu ( c iśn ie n ia w ylo tow e go) ora zczasu dz ia łania pompy rolkowej na hemolizę.

( )cenę trombogenności komór w ce lu określenia mie jsc spec ja lnie nara-

żonych na niszczenie składników morfotycznych krwi powiązanej z nie-w ys ta r c z a jąc ym, loka lnym prz e myw a nie m pow ie rz c hniow ym. Za s a date s tu op ie ra s ię na w ymus z e niu f a rma kologic z nym (pro ta mina ) k rz e p-



7 . 5. S z t u c z n o s e r c e i p o m p y k r w i

nięcia świeżej krwi zwierzęcej (pobranej na heparynę) podi I \ IIIII

lacji pracy pompy w układzie krążenia. Przerywając w odpowiednimmomencie tes t o t rzymujemy in formację o lokalizacji miejsc unj bni d ic|narażonych na {powstawanie skrzeplin. Testowaliśmy różnego rodzajukomory oraz modele sytuacji krytycznych. Na rys.7.13. zapre/enI owany jest rezultat próba symulacji tworzenia skrzeplin na uszkodzonejzastawce (specjalnie rozdarty płatek).

P r o b l e m y m a t e r i a ł o w e z w i ą z a n e z p o m p a m i k r w i

Do produk cji sztucznego serca wykorzystywane są materiały biologiczne (zastawki), tytan, stal i odpowiednie stopy oraz opisany powyżej Angiolhw, A\cothane 51 (lub Cardiothane-51 - kopolimer blokowy, 90% poliuretanu clerowego i 10% polidwumetylosiloksanu produkowany przez Aveo Pveiei| I{•search, Kontron Cardiovascular Inc. USA), Pionier (eteiowy polluicl.aulOthieon Inc i Thoratec Lab. Corp. USA), Ilexsyu (guma olellnowa < loodyiar Tire and Rub ber C omp., Cleveland C'linie Poundation, USA). In l .ytulBiocybernetyki i Inżynierii Biomedycznej PAN przy współpracy z ' / .układami PRONIT w Pionkach oraz (Jłieniitex-Celwiskoza w Jeleniej Córze opraco wał 5 poliuretanów przeznaczonych do produkcji sztuczn ego serca w ramach prac badawczo-rozwojowych zaj)oczątkowanycłi w 1985 r. |23|. ('zęśez nich była wykorzystana do produkcji pierwszych polskich komór wspoina

gania serca i sztucznego serca.Wymieńmy najistotniejsze problemy materiałowe związane z pompami

krwi:



7 . U i o m a t c i i i i l y w k i i r d i o e l n r u r g i i

Hys. 7.12. Efekty badań w łasnych sztucznego generowania wykrzepiania w ko-morach wspomagania serca, od lewej u góry komora amerykańska(W.Kolff), Berlin Ueart, komora z IbiB (Warszawa) i Polvad (modeleksperymentalny z zastawkami poliuretanowymi, projekt Z.Nawrata).

h o m b o g c n n o ś ć . B a d a n i a w i ęk s zo śc i su b s t a n c j i sz t u c zn y c h p o k a z u j ą , ż e wobe c nośc i k rw i b ia łka s z ybko w s e kundy a bs o rbują na pow ie rz c hnię . Po te mna s tępu je a dhe z ja p ły te k i l e ukoc ytów do pow ie rz c hni . Pow ie rz c hnia hyd ro-fobow a w s pe c ja lny s pos ób a ds orbuje f ib rynoge n , k tóry z w ięks z a a dhe z ję ,w yc hw yt p ły te k . J e dnym z e s pos obów s tos ow a nyc h d la pow s t r z yma n ie tyc hz ja w is k j e s t jonow e lub kow a le n tne w iąz a nie na pow ie rz c hni ma te r i a łu he -pa ryny , a l e e f e k t z a z w yc z a j j e s t k ró tko t rw a ły . N a t romboge nność pow ie rz -c hniow ą ma w pływ :

• proces produk cj i np. s t ro na odlewu (dla fol i i powierz chnia ulega po-l a ryz a c j i podc z a s odpa row yw a nia p la s t i f ika torów , na s t ron ie od po-wie trza gromadzi s ię więce j segmentów twardych, odpowiedzia lnych zainic jowanie krzepnięc ia krwi) ,

• dobór s k ła du ma te r i a łu , oc z ys z c z a nie (me ta nole m) ,

• hydrof i l iza c ja powierzchn iowa (szczepienie hydrożel i) , zm iana ład un kue le k t ryc z ne go (knpol i rnc ryz uc ja z monome ra mi z a w ie ra jąc ymi w ł a ń-



7 . 5 . S z t u c z n o s e r c e i p o m p y k r wi

cuchu wolne grupy anionowe, ujemne), kopolimeryzacja z mouomcrami zawierającymi w łańcuchu wolne grupy kationowe, by ułatwićwiązanie powierzchniowe heparyny, pokrywanie naturalnymi hiopolimerami (kolagen, żelatyna) lub warstwą białek nie aktywującychadsorpcji płytek krwi (albumina), rodzaj powierzchni, (gładki lubporowaty) .

T o k s y c z n o ś ć . Materiały mogą posiadać toksyczne rozpuszczalniki, plnsli

fikatory materiału lub związki stosowane w czasie wulkanizacji (np. sil ikonowych elastomerów).

M i n e r a l i z a c j a . Depozyty wapniowe ria zastawkach i i n e u i b i m n i c h k o i n o i

sztuc zneg o serca mo żna znaleźć już po kilku tygodniach Knleylikm P I M M I I I

bran jest podstawowym czynnikiem ograniczający I II cza:, e k i p e i y i I N

Przykładowo w ciągu 190 dni w dwóch komorach TAII z g r o m a d z i ł o n, U owapnia [31]. W naszych doświadczeniach w komorach Pol tali po I I l dn i i< himpla ntacji również zaobserwowaliśmy znaczące usztywnienie i bnni\]>oprzez kalcyfik ację, lecz nie była on a powod em dys funk cji koinoiy 0 l>peryment zakończono z powodu zbyt małego rzutu dla zwierzęcia kl.ónurosło). Vasku zwraca uwagę, że stopień kalcyfikacji zależy od modelu donwiadczalnego (u owiec był niższy niż u cieląt). W związku z tym problememw eksperymentach na zwierzętach Frazier zauważa żartem, "że najlepszymsposob em ominięcia problem u kalcyfikacji jest wszczepienie komór ludziom",

gdzie ostatecznie nie obserwowano tak masywnych reakcji narastania, kaleyfi katów .

T r w a ł o ś ć . Dla pomp wspomagania serca powinna być co najmniej pol ioczna, a dla sztucznego serca przewidywany czas stosowania wynosi obei nu5 lat prac y p od obciążeniem zmi enia jącym się w zakresie '.'Oli mml Ig pi'nwie 100 tys . razy dzi enn ie. Prz y 2 latach prac y |2 l|, pr/,y ezęnlotllwoM i MUcykli na min membrana musi się przeginać HO min razy. I ladanla matnialów (ASTM D430) wykazały: guma silikonowa posiada wyl i zyiualosi inns0.8 min cykli , naturalna guma - 1 min cykli, Pionier (segmentowy poliuieliuiz Kthicon, Soerville, New .Jersey) jest wytrzymały na przegięcia (Jh r) przez320 min cykli , Hexsyn (guma olefinowa z Goodyear (o. , Akron, Ohio) zaśdo 350 min.

N i c d c g r a d o w a l n o ś ć materiału. Szereg fizyko-chemicznych procesów degrad uje materiał ( tem pera tura , utlenianie, hydroliza, procesy biologiczne).Często stosowany segmentowy poliuretan jest czuły na ultrafioletowe promicni owan ie i musi być przed nim zabezp ieczany.



">7<i 7 . b i o m a t e r i a ł y w k a r d i o c h i r u r g i i

P r z e p u s z c z a l n o ś ć cząsteczek i transmisja energii . Typowa Biomerowa wa-rstwa to 0.508 mm, jest ona przepuszczalna dla gazów takich jak tlen, C02,azot i para wodna. W modelach sterowanych pneumaty cznie tran spo rt 1-2 ml wody (od strony krwi) w postaci pary nie był problemem, bo w cza-sie- ssania następow ała wym iana pow ietrza. W komorach sterowanych ele-ktrohydraulicznie, a tym bardziej elektromechanicznie może to stanowić za-grożenie (np. korozja). Dlatego stosuje się potrójne membrany np. Biorner0.251 mm, stykający się z centralną warstwą z kauczuku butylowego i wew-nęl rzną 0.508 mm. Innym problemem jest tarcie między membranami, którezmniejsza się stosując warstwy poślizgowe z proszku węglowego, grafitu (Pol-vad) itp. Guma poliolefinowa Hexsyn jest nieprzepuszczalny dla wody.

D y s s y p a c j a e n e r g i i. Wielkość rozprasza nej energii zależy od sposobu pra-cy pompy oraz własności mechanicznych zastosowanych materiałów [17].Energia rozpraszana w materiale zmniejsza jego trwałość. Straty energety-czne na poruszanie membraną i zastawkami mają znaczenie krytyczne dlapomp iinplantowalnych, gdzie każda nadwyżka energii musi być rozproszonaw postaci ciepła wewnątrz organizmu. Pompy rotacyjne osiowe rozwiązałyczęściowo ten problem w postaci ciągłego obmywania wirnika przez krew.

S t r u k t u r a p o w i e r z c h n i . Obowiązują tu dwie szkoły: albo materiał powi-nien być na tyle gładki, aby zapobiec adhezji białkowej (Biomer) albo teżst ink tura powinna być chropowata, tak, by spowodowała n atur alne wyście-lanie ' powierzchni materiału śródbłonkiem pacjenta. Tu specjalnie wytwarza

na membranie (fłokowanie, teksturowanie) macierz włókien poliestrowych,250/nn długości i 25/im szerokości, które są adhezyjnie chwytane do siliko-nowej lub poliuretanowej (lepsza adhezja) membrany za pomocą metodyelektrostatycznego flokowania. Bardziej pewne są inne metody teksturowa-nia, powie;rzchrii w których kosmyki są elementem integralnym z membranąnp. proces Szychera pozwala na tworzenie membrany z Biomeru zwierają-cego w środku wtopion e nylonowe włókna. W warstwie mikronowych włó-kieuek absorbują się białka, następuje aglomeracja, wytworzenie siatki f i-bryny (wyściółka zabezpiecz ająca). Po 2-3 miesiącach fibroblasty pen etr ująwyśeiólkę i zaczyna się formować kolagen, który powoli zastępuje fibrynę,tworząc trwały pseudośródbłonek. Naturalnie narastający śródblonek wwarstwie- elo 500/tm i w naturalny sposób biolizuje sztuczną powierzchnię.I )o wykonania korpusu komór wykorzystywano twarde odmiany poliuretanulub stopy tytanu, które nie korodują i nie utleni ają się. Endotelializację możetu prowokować porowata s t ruk tura mater ia łu .

IJ io l izowanic powie rzchni. .Jest te> pom ysł Clevela nd Glinie, w które-j pró-l>owano pokrywać sztue'zne materiały sie-ciowanym kolagenem. Ile;xsyri ma



7 . 5 . S / , l I I C Z I U ! H C M L - C 1 | ) l ) l l l | i y I r w l

świetne własności wytrzymałościowe, ale jest trombogermy. Sieciowano (JA(0/45%, pil 7.4) osierdzie nic łączy się jednak z Ilexsynern, więc pokryto gowarstwą weluru dakronowego, a następnie nasycono go CIA (żelem). Niestetywłókna z Dacronu ulegały zerwaniu do '20 min cykli pracy tak wykonanejmembrany hybrydowej ( in vivo trwałość ograniczona była do (i rrisc.). Dobiolizowania zastawek wykorzystywano np. chlorek żelaza.

W ł a s n o ś c i r e o l o g i c z n c. Krew jest tkanką inteligentnie reagującą zarównona własności elektrochemiczne i biochemiczne materiałów z którymi się sty

kajak i na warunki ciśnieniowo-przepływowe, naprężenia styczne i inne wiel-kości charakteryzujące czas i obciążenia w objętości krwi oraz w rejonachprzyściennych. W fazie projektowania wykonuje się szereg badań |IG| optymalizujących geometr ię pompy i j e j elementy. W najpro stszych •• łowni l i oho

wiązuje tu zasada, kryter ium dobrego przemywania . < )ptymahzn< |i podlec ior ientacja i rodzaj zas tawki (dla pomp pulsacyjnych) .

Z as t aw k i . Zastawki decy du ją często o sposobie przepływu krwi pi • komory |16| i trwałości pomp pulsacyjnych. Ze względu na większe obch|/< ulu uTAH i VAD zastawek w IPS FRK opracowano specja lny sposób utrwnlnulnpulsa cyjne go zastawek Polbio przeznaczonych do sztuczneg o serca Odu otowano również badania w komorach sztucznego serca zastawek wykonywanych z ludzkiej opony twardej utrwalanych w 08% glicerolu. Dla lepszegorozpraszania energii dąży się do wprowadzenia miękkich stentów (ahsorhnjących energię). Większość komór TAH i VAD stosuje mechaniczne zastawkidyskowe B-S, lub zastawki biologiczne. Wydaje się, że trój płatkowe zastawki poliuretanowe znajdują coraz większe zastosowanie (Abiomed, Abi<>( or,Medos). Również opracowano polski model Polvad PU, z oryginalnymi znstawkami pol iure tanowymi.

Na zakończenie trzeba stwierdzić, że rozwijająca się kardiocłiii mgin potrzebuje nowych mater ia łów.

W najbliższej przyszłości znajdą tu zastosowanie polimciy pr/i wo«l ice, materiały wytwarzane za pomocą nanot.eclmologii, materiały k o i u p o . v

to we o sterowanych własnościach (sztuczne mięśnie: włókna polinkiyloiillrylowe zatop ione w arkuszach z lateksu sterowane pil roztworu), m embran yjonowy mienne pok ryte pla tyną (s terowane prądem elektrycznym) ' IVwnjąposzukiwania mater ia łów hybrydowych, biologiczno-syntefycznych o specjalnyeh własnościach. Żywe nadzieje łnidzą postępy inżynierii tkankoweji genetycznej , które real izują wizję eksperymentalnego wytwarzania III mims t ruktur I >iologiczriych.



V . l i i o i n a l r r i i d y w k a r d i o c h i r u r g i i

I ' odz i ękowani a

/'rzedslawione rezultaty bad awcze są wynikiem, kierowanych przez pro fesoraZ.lleligę (dyrektora IPS FRK i Kierownika KM WK SAM) pra cy zespołuobejmująceg o pracowników Instytutu Protez Serca Fundacji Rozwoju Kar-diochirurgii (IPS FRK) w Zabrzu i Śląskiej Akadem ii Medyczne j (ŚAM)(Katedr Biofizyki, Biochem ii z Sosnowca, Katedry Mechaniczn ego Wspo-magania Serc a KMW K z Zabrza) z których chciałbym wymienić: ,/. Wszołek(kierownik Pracow ni Zastawki Biolog icznej), R. Kustosz (kierownik Pracowni

S Iue nego Serca), prof. B.Cwalina, A.Turek (Katedra Biofizyki SAM ) oraz.1. Norgński, U.Zawisza (histopatologia), L.Łachecka (mikrobiologia), P.Wil-e ek (biolog), M.Krzyśków , N.Zimin, S. Kostrzewski, K.Kisielowski (ekspe-rymenty ria zwierzętach), B. Stolarzewicz (chemik), P .Stożek (wykonawcaelementów testerów). Specjalne podziękowania za wspaniała współpracę dlamoich kolegów z Pracowni Biocybernetyki IPS FRK Z.Małoty (fizyk), P. Ko-stka (automatyk) i techników: M . Jakubowskiego i A.Klisowkiego oraz m oichstudentów wykonujących prace dyplomow e. Wszystkim serdecznie dziękuję.


| l | Arigell W.W., Oury J.H. , Duran C.G., Infantes Alcon C.: Twenty-year comparison of human allograft and porcine zenograft. Ann ThoracSurg 1989;48(3 Suppl); pp 89-90

|'.!| Bajpai P.K.: Imm unogenicity of tanned tissue valve zenografls. w Bio-materials in reconstructive surgery. Ed. Rubin L R. , The CV MosbyCornp. St. Louis, Toronto, Londyn, 1983, pp 735-752

|3 | Barrat-Boyes B.G., Christie G.W., Raudkivi P.J. : The stentless bio-prosthesis: surgical challenges and implication for long-terrn durability.Kur J Cardio-thorac Surg, 1992,6, Suppl l ,pp 39-43

| 1| Butte rfield M., Fishe r J.: Fatigue analysis of clinical biooprostheliche.art ualues manufactured using pholooxi.di.zed boine pericardium.. ,1llcart Valvc Dis, 2000 01,9: 1, pp 161-6

|5 | ( 'ha ru la tha V . , Ra ja ram A. : Crosslinking densuty and. resorption ofdimethyl suberimidate-treated collagen. J Biomed Mater Res. , 1997;36; pp 178-486

|6| Peijen .1., Engbers G.H.M., Terlingen J.G.A., van Delden C.J., Poot,A.A., Vaudaux P.: Surface modification of polymeric materials for



application in artificial heart and e/.rculat.ory as.visI. dc.vi.ccs. ArtificialHea rt 5, ed.T . Akut.su, H.Koyanag i, Springer-V erlag 1990, pp.3-18

Kargul W.: Elekt,rostymulacja serca - aktualny stan wiedzy. MedipressKardiologia Vol.7, No 3, 2000, ss 3-13

Kawahito K., Nose Y.: Ilemolysis in different ceriirifuyal pumps. A()21(4) 1997: pp 323-326

Khor E.: Methods for the treatment of collagenous for biopmsl.hcscsBiomaterials, 1997, 8, pp. 95-105

Kutryk J.B. , Serruys P.W.: Stents: the menu., w T o p ol b u b o o k o |interventional cardiology. 3 ed. 1998. pp 533 585

Lohre J.M., Baclirig L., Wickham 10.: Hualuahon of i pory ellui /indbovine arterial grafts for mutagenie potential. A S A I O .I 1993 .W MM.-113

Loke W.K., Khor E., Wee A., Chian K.S.: llybrid hwmulri inl-< bandon the interaction of polyurethąne oligomeru wil.h poretne p< iicarilnuuBiomaterials, 1996; 17: pp 2163-2172

Love C.S., Love J.W.: The autologen ous tissue hea rt valvc: c.urn nlstatus. .1 Car d Surg, 1991 12,6:4, pp 499-507

Moore M.A.: Peri.card.ial tissue stabilized by dyc.-mc.diat.cd phol.oo.ndiition. A review article. J.Heart Valve Disease (1997), (i: pp 521 520

Nawrat Z., R,.Kustosz, Z.Religa: Polskie Sztuczne scrcc l'ol:.ki l'i.'<rlad Chirurgiczny, (1993), 66, 9, ss 850-863

Nawrat Z, Malota Z. : Artificial llcart Flow l'isnnhsahon /V • / ICom.parati.ve Study of Di-fferent. Valvcs , Vnit I i< l«' (Jcoincl NR an d < KII

troi Pa ram eter s, Hea rt Rep lacein ent, Artificial llc art li, rd I Al ul .uH.Koy anagi, Springer-V crlag 1997, pp IK7 195.

Nawrat Z. , Z.Malota: The Analysis of Ihroing Modc lojlm ne, on l 'utrgy Dissipation in Pneum atic Artificial llcart (•hanibcrs. Artificial < )igaris A()22( 10): Oct. I998,pp 898-904

Naw rat Z., P. Ko stka , Z. M alota , J. Wszołek, .1. Noży liski, I. I.achcc

ka, B.Cwaliua, Z.Religa.: Ihomal.criids ded.ir.ated Jor oalnc prostheses- test mg system. WorM Cotigress on Medical Pliysics and BiomedicalKngineci ing ( ' l i icago 2000 (publikacja w postaci płyty ( ' !))



7 . H i o i i u i l c i i n l y w k a r d i o c h i r u r g i i

[19| Nawrat Zbigniew, 1 'nwe! Kostka, Zbigniew Maiota, Katarzyna Ryka-ła : lCxperi.rnenlal mcaswre mcnts and dal,a analysis of mechan ical cha-racteristics of fresh and physico-chem ically fixed aort,a. The PolishJournal of Medical Physics and Engineering w druku (2001)

|20| Nawrat Z., Religa Z.: Perspektywy rozwoju zastosowania robotów wkardiochirurgii. Krajowa Konferencja Robotyki. Lądek Zdrój. 2001.

|2I | Nicolas F.L. , Gaganieu C.H.: Denatural thiolated collagen. Biomate-

rials, 1997:18: pp 815 - 821

|22| Nożyński J .K.: Badania rn.orfologi.czne krioprezerwowa nej biologicznejzastawki płucnej wszczepionej w pozycję trójdzielną. Rozprawa ha-bili tacyjna z Fundacji Rozwoju Kardiochirurgii . 1998. Zakl.Poligraf."Greg", Gliwice

|23| Biątkiewicz W.: Sztuczne kom.ory serca: konstrukcja, technologia,badania, biozgodność, t .3, Sztuczne narządy. Problemy biocybernetykii inżynierii biomedy cznej. Red.M.Nałęcz Wyd. Komunikacji i Łącznoś-ci, Warszawa 1990. ss 63-69

|2 I| Pit.zele S.: Blood materials for artificial heart deuices. Biomaterials inreconstructive surgery. Ed. Rubin L R. , The CV Mosby Comp. St.Louis, Toronto, London, 1983, pp 766-810

|25| Poier V.: Past, present and. futurę perspectwes. Conference: Mechani-cal Circulatory Support. Bad Oeynhasen, Germany, Oct. 12-14, 2000

|26| Reul 11, Giersepien M., Scindehutte II., Effert S., Rau G.: Com-paraliue in nitro eualuation of porcine and perieardial bioprostheses.Z.Kardiol.75, Supp;.2, (1986) pp 223-231

|27| Hoss D.N.: Ilomografl replacement of the valve. Lancet 1962:2:487

|28| Słioen P.J., Tsao J.W., Levy R.J.: Calcification of bouine pericardiumnscd in eardiae valve bioprostheses. Implications for rnechanisms forbio pros t.h.ehc tissue mineralisation. Am.J.Pathol. , 1986:123: pp 134-145

|29| Sung II .W., l luang R.N., l luang L.L.II . , Tsai Ch.: Feasibility study ofa natural crossli.nki.ng reagent for biological tissue fixal,ion. ,1. Biomed.Res., 1998; 42: pp 560-567



I i i h l i o g n i l i u

|30 | Scavo V.A., 'h irrc ritm r M.W., Aufiero T.X. , Sha rp T.G , Brown J .W.:

Valved houiuc jugular ncn.ous conduits for ri.ght to jmlnum ary artery

reconstruction. ASA10 J, 1999 Sep, 45:5, pp 482-7

|31| Vasku ,J.: Changes in total artificial heart drw ing diaphragm s aft er

long-term pumping. Artificial Heart 5 , ed.T.Akutsu, IJ .Koyariagi, Spu

nger-Verlag 1996, pp 53-65

|32j Wheatley D.J., Raco L., Benacca G.M., Sirn I., Belchcr IML, Bo.y<l

J.S. : Polyurethane:m aterial for the next generation of heart va.lvc pros

theses?. Eur ,1 Card iotho rac Surg, 2000 04,17:4,pp 440-8

|33j Williams S.K. , Jarrel B.E. : Tissue-engineercd oasadar grnfts N uiim

Med. 1996;2: pp 32-34



Rozdz ia ł 8

W Y R O B Y M E D Y C Z N E , K L A S Y F I K A C JA

I O C E N A Z G O D N O Ś C I

T e r e s a A c h m a t o w i c z * , I w o n a L a s o c k a *

8 . 1 . W y r o b y m e d y c z n e w p a ń s t w a c h c z ł o n k o w s k i c h l i n i iE u r o p e j s k i e j

8 . 1 . 1 . W s t ę p

Dyrektywy Unii Europejskiej, zgodnie z zasadami zawartymi w uchwale Hady Wspólno t Euro pejskich (D yrektywa R ady) w sprawie nowego podejściado harmonizacji technicznej oraz normalizacji , tak zwane dyrektywy nowego podej ścia, określają jakie wy magan ia musi spełniać wyrób medycznywprowadzany do obro tu .

8 . 1 . 2 . D e f i n i c j e

Wyrób medyczny -"medical device" (w tłumaczeniach można spotkać inneokreślenia m. in. "materiał medyczny", "produkt medyczny", "urządzeniamedyczne" lub "sprzęt medyczny") jest to:

• przyrząd,

• a p a r a t ,

• urządzenie,

N a ro d o w y In s ty tu t Zd ro w ia I ' u h lu / i i rg o (u l . ( ' l i o ln i sk i i . ' iO / . ' 1 ' l , 0 1 ) 72!) W a r s z a w a ) .



S W y r u l i y m e d y c z n e , k ł u s y li knc j i i i o c e n i i z go dno śc i

• inati-riał medyczny luli

• inny artykuł

stosowany sam lub w zestawie, w tym z oprogramowaniem niezbędnym dojego właściwego zastosowania zamierzonego przez wytwórcę, przeznaczonyprzez tego wytwórcę m. in. do:

• diagnozowania, zapobiegania, monitorowania lub łagodzenia przebie-gu choroby,

• diagnozowania, zapobiegania, monitorowania lub łagodzenia skutkówurazów lub upośledzeń,

• prowadzenia badań , korygowania budowy anatom icznej lub procesówfizjologicznych,

• kontroli i regul acji poczęć,

który nic- spełnia swoich zasadniczych celów poprzez oddziaływanie ze środ-kami farmakologicznymi, immunologicznymi lub metabolicznymi lecz możebyć przez to oddziaływanie wspomagany.

Wyposażenie tak jak każdy irmy wyrób, który nie będąc wyrobem medy-cznym jest przez producenta przeznaczony do określonego użytku łącznie zwyrobem medycznym w celu umożliwienia stosowania wyrobu medycznegozgodnie z jego przeznaczeniem określonym przez produ centa .

Aktywny wyrób medyczny jest to każdy sprzęt medyczny, zasilany ener-

gia inną niż generowana przez organizm ludzki lub siłą grawitacji .Aktywny wszczep ialny wyrób medyczny jest wyrobem wprowadzonym do

organizmu ludzkiego w drodze interwencji chirurgicznej lub medycznej donaturalnych otworów ciała i który pozostaje w organizmie do zakończeniazabiegu.

Wyrób medyczny do diagnostyki "in vilro" jest urządzeniem lub zesta-wem stosowanym do badań próbek pobranych z organizmu ludzkiego w celudostarczenia informacji o stanie zdrowia pacjenta.

Wyrób medyczny na zamówienie jest to dowolne urządzenie medycznewykonane lub zmodyfikowane na podstawie specyfikacji lekarza przeznaczo-ne wyłącznie dla określonego pacjenta.

Wy ról) medyczny do badań klinicznych jes t u rządzen iem medycznymprzeznaczonym do jego oceny klinicznej, przed wprowadzeniem do obrotu.

Nieinwazyjny wyrób medyczny - wyrób nie mający kontaktu z organiz-mem lub stykający się z nieuszkodzoną skórą.

Inwazyjny wyrób medyczny - materiał, który w całości lub częściowoumieszczony jest, w organizmie ludzkim poprzez nat ural ne otwory ciała lub



8 . 1 , W y r o h y m o i l y o / n c w j i in l i wn> II < / h i n k u w s k i c h U n i i I Ś I I M > | « • ) : . k n • |

przez jego powierzchnię W przypadku eh.rrurgi.ezntc iinaari/jnei/o ntyrolnimedycznego pene tracja w ( irganiz inie odby wa s ię poprzez sz t ucznie wy tw o

rzone wejśc ie .

Czas kontakl/u jes t to okres , w którym wyrób medyczny ma s tyczność zorganizmem. Czas kontaktu może być:

• chwilowy - poniżej 60 minut,

• krótk otrw ały - nie dłuższy niż 30 dni,

• długo trwały lub c iągły - powyżej 30 dni

8 . 1 . 3 . K l a s y f i k a c j a w y r o b ó w m e d y c z n y c h w g d y r c k t y w y l i n i i K u

rop c j s k i c j

Zgodnie z dyrektyw ą 93/4 2/E EC Unii Europejskie j wyroby medyczne iklnsyfikowane zależnie od potencjalnego zagrożenia dla życia i zdrowia pod/młono na klasy 1, ł la , I Ib i III.

Klasa I wyroby ogólnego zastosowania, bez dod atkow ego zasilania, uh

naruszające powłok c ia ła ,

klasa Ha ins trum enty diagnostyczne, pojemniki na płyny ustrojowe, pro

dukty i urządzenia inwazyjne do krótkotrwałego kontaktu,

klasa l lb wyroby i urządzenia inwazyjne do krótkotrwałego k ontaktu,

środki antykoncepcyjne, urządzenia do radioterapi i ,

klasa 111 wyroby i urządz enia kon taktu jące się z centralny m układ emnerwowym lub sercem lub wchłaniane przez organizm, iniplati

towane produkty lub urządzenia do długotrwałego kontaktuKwalifikacja do poszczególnych klas odbywa się wg 18 reguł okreś|aji)eychrodzaj i czasu kontaktu wyrobu medycznego z organizmem.

8.1 .3 .1 . Nie inwazyjne wyroby medyczne

Wyroby medy czne t iie mające kontak tu z organizmem lub s tykające lę /nieuszko dzon ą skórą, wszystkie zgod nie z regułą I zn ajd uj ą się w klasie I

Wyroby medyczne przeznaczone cło transportu lub przechowywania, matęriału w celu późniejszego jego podania, zgodnie z regułą 2:

• należą do klasy I jeżeli są stosowane d o tra nsfu zji, inliizji, obiegu pozaustrojowego, systemów anestezjologicznych oraz podawaniu tlenu,

• a j eże l i przezna czone są do krwi , p łynów ust ,rojowych, tkanek i organów lub mają być podłączone do sprzętu aktywnego są w klasie l in



M W y r o l i y m o d y i z n o , kh i . s y l i k i u j i i i o c c t n i z g o d n o ś c i

Wyroby medyczne modyfikujące biologiczny lub chemiczny skład krwi, pły-nów w tym płynów ustrojowych, zgodnie z regułą 3:

• należą do klasy Iib i są to zestawy do krążenia pozaustrojo wego, sys-temy do dializ i autotransfuzji , sprzęt do leczenia płynów ustrojowychpoza organizmem pacjenta, które nie muszą być wprowadzane z pow-ro tem do organ izmu,

• a w przypadku fil tracji , odwirowywania lub wymiany gazu i ciepłanależą do klasy Ila;

Wyroby medyczne stykające się z uszkodzoną skórą takie jak opatrunki,zgodnie z regułą 4:

• są w klasie I,

• a jeżeli dodatkow o sp ełn iają funkcję leczniczą należą do klasy Iib ,

• w przyp adku , gdy są przeznaczone do kontroli mikrośrodowiska ranynależą do klasy Ha.

8.1.3.2. Inwazyjne wyroby medyczne

Sprzęt inwazyjny umieszczany w organizmie poprzez naturalne otwory ciałasprzęt diagnostyczny i terapeutyczny stosowany w oftalmologii , dentysty-

i i proklologii, urologii i ginekologii, zgodnie z regułą 5:

• jest w klasie 1 lub Ila i należą tu wszystkie wyroby inwazyjne wprowa-dzane nie chirurgicznie do otworów organizmu (usta, uszy, nos, oczy,odbyt, cewka moczowa, pochwa) służące do chwilowej, a w niektórychprzypadkach ograniczonej penetracji (np. jamy ustnej powyżej gardła,kanału usznego do bębenka),

• jeśli są przeznaczone do krótkotrwałego k onta ktu albo w przypa dkuzastosowania do długotrwałeg o kon taktu w jamie ustn ej, kanale usz-nym lub nosowym należą do klasy Ila,

• do klasy I Ib należą pozostałe wyroby inwazyjne wprowadzane nie chi-rurgicznie.

( birurgi czny sprzęt inwazyjny do chwilowego konta ktu: narzędzia chirur-giczne, cewniki, skalpele, piły, ssawki, zgodnie z regułą G:

• są w klasie Ila,

z wyją tk iem:



S . I . Wy r o b y n i e d y i / i n » |> nn i n m l i > / l o l i k o u . k u l i li n i i K u r o p c j s k i c j

• n a r z ę d z i c h i r u r g i c z n y c h w i e l o k r o t n e g o u ż y t k u , k t ó r e s k l as y f i k o w a n o w

klas ie I ,

• wyrobów przeznaczonych do diagnozowania, monitorow ania, kontroliwad serca lub centralnego układu krążenia, które należą do klasy III ,

• wyrobów emitujących lub generujących promieniowanie jonizujące,wyrobów przeznaczonych do wywoływania efektów biologicznych lubsarnoaplikacji leków w ściśle określonych dawkach, które należą doklasy Iib.

Chirurgiczny sprzęt inwazyjny do krótkotrwałego kontaktu używany podczas zabiegów chirurgicznych i w opiece poop eracy jnej (klamry, dreny, < ewniki, igły) zgodnie z regułą 7:

• należy do klasy fła i są to chirurgicznie inwazyjne wyroby n u d y 111

krótkotrwałego użytku łącznie z wyrobami stosowanymi w nioiuniologii,

z wyją tk iem:

• wyrobów przeznaczonych do diagnozowania, monitorowania, kontrolii korekcji wad serca lub centralnego układu krążenia, które należą doklasy III,

• wyrobów emitujących lub generujących promieniowanie jonizujące,

wyrobów przeznaczonych do wywoływania efektów biologicznych lubsarno aplikacji leków w ściśle określonych dawkach, które należą do kiasy M b,

Chirurgiczny sprzęt inwazyjny do długotrw ałego kontaktu implanty losowane w ortopedii i oftalmiee , protezy naczyniowe, implanty - . t o n o w a n o wchirurgii plastycznej, zgodnie z regułą

• należy do klasy Iib,

z wyją tk iem:

• wyrobów stosowanych w stomatologii , które należą do klasy Ila,

• wyrobów przeznaczonych d o bezpośredniego kontak tu z sercem, centralnym układem krążenia, z systemem nerwowym lub wyrobów przeznaczonych do wywoływania elektów biologicznych lub samo aplikacjileków, których dawki powinny być ściśle przestrzegane, należą do kiasy III.



H W y r o l i y m e d y c z n e , k l i i . s y l i k i u j » I O C O I I H z g o d n o ń c i

8 .1 .3 .3 . Aktywne wyroby medyczne

Sprzęt, przeznaczony do przekazy wania lub wymiany energii - lasery, genera-tory chirurgiczne, sprzęt specjalistyczny do terapii radiacyjnej, zgodnie z re-gułą !):

• sklasyfikowany został w klasie Ila,

• z wyjątkiem sprzętu do podaw ania lub wymiany w sposób poten cjalnieniebezpieczny albo przeznaczonego do kontroli monitorowania aktyw-

nego sprzętu terapeutycznego sklasyfikowano w klasie Iib.

Sprzęt diagnostyczny - ultrasonografia diagnostyczna, radiologia diagnosty-czna i terapeutyczna, zgodnie z regułą 10:

• należy do klasy Ila, jeżeli przeznaczony jest do dostarczania energiiabsorbowanej przez organizm, do obrazowania dystrybucji radiofar-rnaceutyków, do diagnozowania i monitoro wania ważnych funk cji f iz-jologicznych,

• natom iast systemy monito rujące stosowane w intensyw nej terapii , sen-sory biologiczne, monitory bezdechu i sprzęt do radiologii interwen-cyjnej, terapeutycznej i diagnostycznej należy do klasy IIb.

Sprzęt przeznaczony do podaw ania i usuwania leków oraz innych substan cjido/z organizmu -wyposażenie ssące i pompy zasilające, zgodnie z regułą 11:

• należy do klasy Ila,

• a jeżeli jest to sprzęt niebe zpieczn y do klasy Iib.

Iriny sprzęt medyczny - sprzęt przeznaczony do zewnętrznej pomocy: łóżka,leżanki, fotele ginekologiczne, wyciągi, sprzęt do przetwarzania i oglądaniaobrazów diagnostycznych zgodnie z regułą 12:

• należy do klasy I.

W y r o b y m e d y c z n e z a w i e r a j ą c e s u b s t a n c j e l e c z n i c z e : cement kost-ny z antybiotykiem, prezerwatywy ze środkiem plemnikobójczym, cewnikipokrywane heparyną zgodnie z regułą 13 należą do klasy III .

W y r o b y m e d y c z n e s t o s o w a n e w a n t y k o n c e p c j i o r a z w z a p o b i e g a -

n i u s c h o r z e n i o m p r z e n o s z o n y m d r o g ą p ł c i o w ą , zgodnie z regułą 14:• są w klasie I Ib ,



8 . 1 . W y r o b y i i i e <l y r / ,i i e w p i u l iw i i c l i i / l o n k o w s k i c l i U n i i K u r o p e j u k i e j

• z wyjątk iem sprz ętu wszczepia ł nogo lut) dług otrwa le inwa zyjnego, który należy do klasy III.

W y r o b y m e d y c z n e d o d e z y n f e k c j i , c z y s z c z e n i a , p ł u k a n i a l u b n a w i l -ż a n i a ( z w yją tk ie m w yrobów w ykorz ys tu jąc yc h oddz ia ływ a nie f i z yc z ne )zgodnie z regułą 15:

• na leżą do klasy l l b i są to płyny przezn aczo ne do dezynfekcj i , czyszc z e nia i p łuka nia lub na w i lża n ia s z k ie ł konta k tow yc h ,

• na tomia s t do k la s y I l a na le żą środki p rz e z na c z one do de z ynfe kc j isprzętu medycznego np. do dezynfekcj i endoskopów oraz s te l yl iza l .oi y

s prz ę tu me dyc z ne go .

W y r o b y m e d y c z n e d o r e n t g e n o w s k i c h o b r a z ó w d l a g n o l y i /n y < h(b łony r e n tge now s kie i f o tos tymulow a ne p ły ty f o s f o r o w e ) , z g o d n i e u i>uh|16 klasyf ikuje s ię do klasy I ła .

W y r o b y m e d y c z n e w y k o r z y s t u j ą c e m a t e r i a ł b i o l o g i c z n y lalo piktkanki zwierzęce lub ich pochodne pozbawione zdolności do zye ia ( Inolog ic z ne z a s ta w ki s e r c a , ka tgu t , im pla n ty i opa t run ki w ykona ni ' z ko la ge nu)należą do klasy 111 - zgodn ie z reg ułą 17.

P o j e m n i k i n a k r e w (opisane w monograf i i "pojemniki na krew i składniki

krw i" w Fa rma kope i Europe j s k ie j , ś rodki p rz e c iw z a krz e pow e ) z godnie z r egułą 18 należą do klasy 111).

8 . 1 . 4 . P r z y k ł a d y

W kla s ie I z n a jd u ją s ię n ie inw a z yjne w yroby me dyc z ne np t a k ie , pi U innlcii a ły opa t runkow e , m a te r i a ły uc is kow e, na rz ędz ia c h i rurg ic z ne w i c l o k i o l m goużytku, wyroby s tosowane w jamie us tne j nie da le j nrz do gardła , w Kamil iucha poniże j błony bębenkowej lub w jamie nosowej o i le nie podlega , (o omwch łonięciu prz ez bło nę śluzow ą. Do klasy I należy także iprzęl zb iein jip \i wydala jący płyny us trojowe, gips , s tabi l iza tory zewnętrzne , lozka szpi ta lne , nosze , szkła korekcyjne , że le przewodzące , e lektrody nie inwazyjne

W kla s i e I l a z na jdu ją s ię w yroby me dyc z ne prz e z na c z one do t r a ns por tui p r z e c how yw a nia krw i , p łynów us t ro jow yc h , m a te r i a łu b io log ic z ne go , p r z ew ody prz e z na c z one do podłąc z e nia do pompy i r i fuz y j r i e j ,o b w o d y inl ia lacyj

ne do anes tez j i oraz soczewki kontaktowe, cewniki urologiczne , druty or lodon tycz ne. Do gru py t ej należy również wszelki inwa zyjn y sprzęt, chirurgie '/,ny np. igły chirurgiczne , igły iniekcyjne , lance ty, ja łowe ska lpe le jednorazo



X W y r o b y m e d y c z n e , k l i u s y l ik a e ja i o c e n a z g o d n o ś c i

we, tampony chirurgiczne, rękawice chirurgiczne; <lo klasy Ila należy takżesprzęt, dezynfekujący do endoskopów i sterylizatory.

W klasie l lh umieszczono rn. in. wyroby, które modyfikują biologicznyi chemiczny skład krwi, płynów ustrojowych itp. , należą tu hernofiltry, dia-lizatory, urządzenia do separacji komórek. Do klasy llb należą również niciwchlanialne i niewchłanialne, protezy ścięgien, wiązadeł, gwoździe ortope-dyczne, soczewki wszczepialne, opatrunki na rozległe jątrzące się rany, naoparzenia i na odleżyny oraz sprzęt do powtarzalnej samoaplikacji , na przy-

kład sprzęt do podawania insuliny. W klasie tej znajduje się również płyndo pic lęgnacji szkieł kontaktowych.

Do klasy III zalicza się sprzęt chirurgiczny przeznaczony zarówno dochwilowego, krótkotrwałeg o jak i długotrw ałego k ontak tu, np. cewniki ser-cowo - naczyniowe, sondy do pomiaru wydolności serca, cewniki neurologi-czne, elektrody korowe, protezy naczyniowe, stenty oraz protezy zastawekserca - również biologiczne. Do klasy 111 należą tak że wyroby zaw iera jącejako integralny składnik substancje lecznicze, a mianowicie: spoiwa kostne zantybiotykiem, prezerwatywy zawierające środek plemnikobójczy, cewnikipokrywane; heparyną, katgut, opatrunki wykonane z kolagenu itp.

Wytwórca może sam przeprowadzić klasyfikację wyrobów medycznych ,a w niezbędnych przyp adkach we współp racy z jedn ostką notyfikowaną.

H. 1 . 5. W p r o w a d z a n i e w y r o b ó w m e d y c z n y c h d o u ż y t k u i o b r o t uw g p r a w a e u r o p e j s k i e g o

Wprowadzenie do obrotu oznacza udostępnienie wyrobu medycznego do za-stosowania w celach medyczny ch.

Do obrotu i używania mogą być wprowadzane wyroby medyczne niestwarzające zagrożenia dla życia, bezpieczeństwa i zdrowia pacjentów, użyt-kowników oraz osób postronnych. Warunki te spełniają materiały posiadają-ce certyfikaty zgodności EC ("European Commission") i oznaczone znakiem('f) umieszczonym w widocznym miejscu.

I )la wyrobów należących do klasy 1 znak zgodności nadaje sam wytwór-ca. dla pozostałych wyrobów i materiałów do badań in vitrorównież wytwór-ca, ale przy współudziale jednostki notyfikowanej, z którą zawiera odrębnąumowę. Wtedy na wyrobie wraz ze znakiem zgodności umieszczany jest r iu-inei identyfikacyjny jednostki notyfikowanej.

Oznakowanie produktu znakiem zgodności CE wskazuje, że produktspełnia postanowienia wszystkich dyrektyw Unii ISuropejskicj odnoszącychsię do tego wyrobu.



H . I . W y r o b y m n l y i v i i i ' w p ii i V> i W m l i • / lc n i IM i w s k i i II I ) M I I K i i r o p e j s k i e j

Certyf ika t , /godności jes t udz ie l imy na okres nie dłuższy niż 5 la t , a znak ( 'Kpowinien być umieszczany na e tykie tach opakowania bezpośredniego, handlowego, zbiorczego, t ransportowego oraz na ins trukcj i s tosowania . l 'o dac ie ważności cer tyf ika tu sys tem musi być poddany kontrol i , a w przypadkus tw ie rdz e nia bra ku z godnośc i pos tępow a nie c e r ty f ika c y jne prz e prow a dz oneod nowa.

W prz ypa dku tw orz e nia z e s ta w ów różnyc h w yrobów pos ia da jąc yc h z naki zgodności a pochodzących częs to od różnych wytwórców, wymagane jes tdołączenie s tosownej deklarac j i i oddzie lne j ins trukcj i s tosowania . Zes tawyta k ie n ie s ą doda tkow o oz na kow a ne .

Wyroby w ykona ne na z a mów ie nie lub prz e z na c z one do ba da ń k l in ie / ,nych nie muszą mieć tego oznaczenia .

Zakazane jes t umieszczanie znaków graf icznych zbl iżonych w y g l ą d e m d o

z a tw ie rdz one go z na ku CE, gdyż mogą w prow a dz ić w b ł ą d o s o b y / .mnlensowane.

Wprow a d z a ne do użytku i obro tu w yroby m e dyc z ne m u s / ą b y ć z n p i o j c

ktow a nc , w ykona ne i opa kow a ne w s pos ób un ie możl iw ia jąc y p o g o i s z e n i c u li

jakości w czas ie składo wan ia , t ra nsp ortu i w okres ie odpowiedzia lności d ek la row a nym prz e z produc e nta . E tyk ie ta na opa kow a niu pow inna z a w ie ra ćta k ie da ne j a k :

• nazw a i adres wytwó rcy,

• nume r ide n tyf ika c y jny w yrobu ,

• de kla rac ję jałow ości oraz słowo "jałowy", jeżeli wy rób jest jałowy,• numer ser i i ,

• da ta przyda tności , przed upływ em które j pro duk t może być s tosowanybe z pie c z n ie ,

• jeże l i wyró b s łuży do jednorazo wego z as tosowa nia oz i iuc /.e i ii r , ze produkt j e s t j e dnokro tne go użytku ,

• w a runki p rz e c how yw a nia ,

• os trze żenia i środki os trożności ,

oraz jeże l i jes t to niezbędne:

• me toda w yja ła w ia n ia , z a le c e n ie z a poz na nie s ię z ins t rukc ją , z a s tos owanic w yrobu jeże l i dla użytkownika nie jest , ono oczyw is te i jego przeznaczenie , up. "do badań kl inicznych" lub "wykonany na zamówienie"

Jeżel i informację można przedstawić graf icznie na leży s tosować s ic do ża leceń no rmy KIM !)K() "Sym bole gra ficzne stoso wan e do znako wan ia wyro bówmedycznych" (w I 'olsce obowiązuje już 1'N-KIM OKO).



H W y r o l i y • • i < -< I yc z nc, k l a - s y l i ka c j ii i o c e n a / . god nośc i

Iristrukcje użycia nic są wymagane dla produktów należących do klasyI luh Ila.

8 . 2 . P o l s k a U s t a w a F a r m a c e u t y c z n a

11stawa Farmaceutyczna (Dziennik Ustaw), bazująca na dyrektywach euro-pejskich, składa się z czterech dokumentów: ustawy Prawo Farmaceutyczne,ustawy o wyrobach medycznych, ustawy o Urzędzie Rejestracji ProduktówI eczniczyeh, Wyrobów Medycznych i Produktó w Biob ójczych oraz ustaw yzawierającej przepisy wprowadzające.

Przędem Rejestracji Wyrobów Medycznych i Produktów Leczniczychkieruje prezes oraz wicej>rezesi powołani przez Ministra Zdrowia i MinistraRolnictwa (ze względu na leki weterynaryjne). Urząd jest centralnym orga-nem administracji rządowej w sprawach oceny jakości, skuteczności i bez-pieczeństwa produktów leczniczych i wyrobów medycznych. W zakresie wy-robów medycznych do kompetencji Urzędu należy:

• nadzór nad wprowad zaniem do obrotu i do używania wyrobów medy-cznych,

• prowadzenie Rejes tru Wytwórców i Wyrobów M edycznych,

• prowadzenie Rejestru Incydentów Medycznych,

• postępowanie wyjaśniając e w sprawach incydentów medyczn ych,

• nadzór nad zgodnością prowadzonych badań laboratoryjnych i klini-

cznych z zasadami Dobrej Praktyki Laboratoryjnej i Dobrej PraktykiKlinicznej,

• prowadzenie Urzędowego Wykazu Wyrobów Medycznych wprowadzo-nych do obrotu na terenie Polski,

• dopuszczanie do używania pojedynczych egzemplarzy wyrobów me-dycznych bez przeprowadzania oceny zgodności,

• rozstrzyganie sporów pomiędzy wytwórcami a jednostk ami notyfiko-wnymi,

• opracowyw anie i publika cja informacji na tema t przepisów i wytycz-nych dot. wyrobów medycznych,

• wspó łpraca z odpow iednimi komitetam i Komisji Europ ejskiej,

• zawieranie porozumienia z Prezesem Polskiego Kom itetu N ormaliza-cyjnego w sprawach opracowywan ia projektów Polskich Norm ,

• wydawan ie decyzji administra cyjnych i wykonywanie zadań zlecanychprzez ministra zdrowia.



8 . 2. P o l s k u l l s t u w i i I n n u I K I

8 . 2 . 1 . U s t a w o o w y r o b a c h m e d y c z n y c h

D okume nt t e n z a w ie ra ure gulow a nia do tyc z ąc e :

• wy ma gań z asadnic zych, klasyf ikac j i , oceny zgodności i bada ń kl inic z nyc h ,

• w prow a dz a nia do obro tu i używ a nia ,

• na dz o ru na d w ytw a rz a n ie m, w prow a dz a n ie m do obro tu i stos ow a nie m

ora z de f in iu je po jęc ia :• a u toryz ow a ne go prz e ds ta w ic ie l a

• deklarac j i zgodności

• inc yde ntu me dyc z ne go

• prz e w idz ia ne go z a s tos ow a nia

• w prow a dz a nia do obro tu

• w prow a dz a nia do używ a nia

• w yrobu me dyc z ne go

• w ytw órc y

• z na kow a nia z na kie m z godnośc i .

8 . 2 . 2 . W p i s d o r e j e s t r u w y t w ó r c ó w i w y r o b ó w m e d y c z n y c h

Zgłoszenie wpisu do re jes tru powinno zawierać:

• w prz yp adk u wyro bów medyc znych n a leżących do klasy I (z wypftk ie m w yrobów ja łow yc h ora z ma jąc yc h funkc ję pomia row ą) de k l ina c jęzgodności ,

• w prz ypa dku wyro bów medyczn ych, na leżących do kin y Ila, IIIM IIIoraz jał ow ych należący ch do klasy I lub m ają ce liinU< ]<- pom iarow i'de k la ra c ję z godnośc i z poda nie m nume ru ide n tyf ika c y jne go | c dno i Idnotyf ikow a ne j ,

• dokume nta c ję po tw ie rdz a jąc ą z godność w yrobu me dyc z ne go z w yinnga nia mi z a s a dnic z ymi ,

• świadectwo weryf ikac j i deklarac j i zgodności wyrobów oznaczonychznak iem CIO produ kowa nych za granicą.

Wpis powinien zawierać nas tępujące informacje :

• da ne wytwórcy nazwa , s iedz iba i numer identyf ikac yjny,



M M H W y r o l i y m e d y c z n e , k l a a y l i k a c j a i o c e n a z g o d n o ś c i

• nazwę handlow ą i techn iczno - med yczną wyro bu, jego przeznaczenie!i charakterystykę, klasyfikację, ograniczenia w stosowaniu.

Wyroby medyczne podlegają obowiązkowi wpisu do rejestru za wyjątkiemwyrobów przeznaczonych do badań klinicznych (wprowadzanych do używa-nia zgodnie z przepisami dotyczącymi oceny klinicznej), wyrobów do diag-nostyki in vitro i wyrobów wykonanych na zamówienie.

Rejestr Wytwórców i Wyrobów Medycznych jest jawny.

P r o d u k c j a , w p r o w a d z a n i e d o o b r o t u i s t o s o w a n i e w y r o b ó wm e d y c z n y c h

Do obrotu i używania mogą być wprowadzane wyroby medyczne nie stwa-rzające; zagrożenia eila życia, bezpieczeństwa i zdrowia pacjentów, użytko-wników i osób postronnych. Wyroby te muszą mieć wystawioną deklaracjęzgodności lub być oznakowane znakiem zgodności lub znakiem zgodności(110. Do obrotu i do używania mogą być wprowadzane także wyroby posiaela-jące; świadectwo rejestracji , świadectwo dopuszczenia do obrotu, świadect-wo jakości, świade ctwo de)puszczenia do stosowan ia lub poz yty wn ą opinię owyrobie' medycznym. Proces ten e>dbywa się pe>d stałym nadzorem Prezesal i rzędu współpracującego z organami właściwych inspekcji oraz jednostka-mi do zadań których należy wykonywanie badań bezpieczeństwa wyrobulub przeprowadzanie kontroli w tym zakresie. Prezes Urzędu zleca również

wykonanie badań laboratoryjnych i klinicznych.Prezes poprzez upoważnione osoby przeprowadza kontrolę wytwórcówwyrobów klasy I i jednostek prowadzących bad ania kliniczne.

Podczas postępowania kontrolnego osoba kontrolująca ma prawo:

• przeglądu dokum entacj i elot. produkcji wyrob u oraz działalności jed-nostki kontrolowanej,

• żądania wyjaśnień, przeprowadzania obserwacji , a także testowaniawyrobów oraz sposobu dokumentowania tych procesów przez kontrolęwewnętrzną.

Z przeprowadzonej kontroli sporządzany jest protokół, będący podstawąkontynuacji procesu produkcyjnego. W przypadku stwierdzenia uchybień,P r e z e s Urzędu przekazuje jednos tce kontrolowanej zalecenia pokon trolne.

Obrót wyrobami medycznymi może być prowadzony przez hurtownie far-maceutycznc, apteki i placówki obrotu poza aptecznego zgodnie z wykazamiokreślonymi przez właściwego ministra..



M.2. I ' i i l s k a l . l a w a I M I II I u h l in

Warunki lc spełniają wyroby oznaczone znakiem zgodności lul> unijnymznakiem CIO umieszczonym w widocznym miejscu. D la wyrobów n ależącychdo klasy I znak zgodności nad aje sam wytw órca, dla pozo stałych wyrobówi mater ia łów do badań in uilro wytwórca przy współudzia le jednostki noty li

kowanej. Wraz ze znakiem zgodności umieszczany jest wówczas numer identyf ikacyjny jednostk i notyf ikowanej . Oznakowanie pro duk tu znakiem zgodności CE wskazuje , że produkt spełnia postanowienia wszystkich dyrektywUnii Europejskiej odnoszących się do tego wyrobu.

W przypa dku tworzenia zes tawów różnych wyrobów posiadających znakzgodności a poch odzących często od różnych w ytwórców, wym agane jesi <<>łączenie stosownej deklaracji i oddzielnej instrukcji stosowaniu. Zestawy takie nie są dodatkowo oznakowane znakiem zgodności.

Wyroby wykonane na zamówienie nie muszą mieć tego oznakowaniu I iikiego wymogu nic stawia się również w stosunku do surowców opisanych v\Farmakopei Polskie j lub Europejskie j .

Dopuszczenie wyrob u m edycznego następuje na okres ,> lat i )kn- , dop uszczenią może zostać przedłu żony lub, w uzasadniony ch przypadkach akioeony.

Minister właściwy do spraw zdrowia określa, w d r o d z e rozporządzenia ,wym agania zasadnicze dla wyrobów medycznych, uwzględniając wym aganiaprawa Wspólnoty Europejskie j . Wyroby zgodne z Polskimi i EuropejskimiNormam i zharmonizowanymi z monograf iami Farmakopei Europejskie j , zota ły wykonane z zachowaniem Dobrej Praktyki Wytwarzania , zbadane zgo

dnie z Dobrą Praktyką Laboratoryjną i Dobrą Praktyką Kliniczną będąmogły być uznane za zgodne z wymaganiami.

Jednostki notyf ikowane mogą wymagać udostępnienia dokumentni | ichniczn ej oraz innych inform acji niezbędnych do wydania oceny zgod iz wymaganiami zasadniczymi.

Jeżeli w yrób m ed yczn y s t w arza zagrożen i e d l a życ i a l u b / . d row ia pacjentów, personelu m edycznego i osób postronnych, wyrób Im uiozibyć wycofany z obrotu , a użytkownicy poinformowani <> możliwości pow Innia zagrożenia . Prezes Urzędu wydaje decyzje wstrzymania obrotu wyrobumedycznego lub przeprowadzenia ponownej oceny zgodności z wymaganiumi zasadniczymi. W skrajnym przypadku Prezes może polecić wykreśleniewyrobu z Rejestru Wytwórców i Wyrobów Medycznych oraz zalecić postępuwanie wyjaśniające przyczyny powstałego zagrożenia. Jeżeli wyrób posiadajacy znak CIO nie spełnia wymagań zasadniczych i nie jest zgodny z Polski

mi Normami zharmonizowanymi, normami europejskimi lub monograf iamiFarmakopei Europejskie j Prezes Urzędu zawiadamia o zais tnia łym incydcncie Prezesa Polskiego Komitetu Normalizacyjnego, Prezesa Polskiego ( 'en



H W y i u b y m e d y c z n e , kl n .s y li k łu . ji i i o c e n n z g o d n o ń c i

trurn Akredytacji oraz dodat kowo Komisję Kuropejską. W takim przypadkuwyt wórca zobowiązany jest do ponownego przeprow adzenia oceny zgodnościz wymaganiami zasadniczymi .

W ustawie wprowadzono obowiązek zgłaszania incydentów medycznychi umieszczania tych doniesień w R e j e s t r z e I n c y d e n t ó w M e d y c z n y c h .Dane z Rejestru Incydentów Medycznych mogą być udostępnione jedynieosobom, które wykażą swój interes prawny.

B i b l i o g r a f i a| l | Dyrek tywa Rady 93 / 42 / EE C z 14 czerwca 1993 r

(2| Dziennik Ustaw nr 126 z dnia 31 października 2001 r., poz.1380.

|3] Dziennik Ustaw nr 152 z dnia 20 sierpnia 2002 r., poz.1264.



I

Rozdzia ł 9

N A Z E W N I C T W O I D E F I N I C J E

D O T Y C Z Ą C E P R O B L E M A T Y K I

B I O M A T E R I A Ł Ó W

S t a n i s ł a w B ł a ż e w i c z *

Słownik ten został opracowany na podstawie aktualnych publikacji i pracmonograficznych poświęconych zagadnieniom biomateriałów i inżynierii materiałowej, jak również słowników i encyklopedii medycznych.

A d a p t a c j a - stopniowe przystosowanie się organizmu , na różnym poziomicstruktury i funkcji , do zmian w otoczeniu.A l l o g r a f t - (patrz graft , allo).A u t o g r a f t - (pa t rz g ra f t , au to) .B i o a d h e z j a -Ad he zj a komórek i/ l ub tkanki względem powierzchni ate r ia łu .

B i o a k t y w n o ś ć - zdolność powierzchni implantu lub powłoki na implancie,do przylegania bezpośrednio to tkanki miękkiej lub twardej, l icz tworzeniawarstwy pośredniej zbudowanej ze zmodyfikowanej tkanki.B i o c c r a m i k a - materia ł ceramiczny stosowany jako biouiatei ial .( I łwaga! wliteraturze proponowane jest stosowanie określenia "biomateriał ceramiczny"zamiast "bioccramika", z uwagi na brak odpowiedników w innych grupachmateriałowych, np. dla grupy metali - biomateriał metaliczny (nie istnieje

pojęcie "biomctal") i polimerów - biomateriał polimerowy.* A k i u l e i r i i a G ó r n i c z o 11 u l l ii i z a w K r a k o w i e , W y d z i a ł I n ż y n i e r i i M a t e r i a ł o w e j 1 < V

ran i i k i , A l M i ck i ew i cz u , 'i O, , 't l) l).VI K r a k ó w



B i o m a t e r i a ł y , ( d z i e d z i n a w i e d z y ) - z orga niz ow a ne , s ys te ma tyc z ne badan ia nad właściwościami m ater ia ło wym i tkanek i organó w żywych organ izmów , ba d a nia na d o t r z ymyw a nie m i c ha ra k te rys tyką ma te r i a łów fa rm a kologie z n ie oboję tnyc h , od tw a rz a n ie m i popra w ą funkc j i w orga niz ma c h żyw yc h,ora z ba da nia oddz ia ływ a nia pomiędz y żyw ymi orga niz ma mi a ma te r i a ł a mis ynte tyc z nymi i na tura lnymi .B iopic rw ia s tk i - p i e rw ia s tk i n i e z będne do budow y i życ ia o rga niz mówżyw yc h.

B iopol ime ry - po l ime ry w ys tępując e w orga niz ma c h żyw yc h: po l i s a c ha rydy, bia łka , kwasy nukle inowe.B i os or pc ja - p r z ys w a ja n ie zw iąz ków orga nic z nyc h i n i e orga nic z nyc h prz e zorganizmy żywe.B iopro tc z a - impla n tow a lna pro te z a , k tóra z budow a na j e s t c a łkow ic ie lubczęściowo z martwej , preparowanej tkanki dawcy.B iore s orbow a lność - z do lność b ioma te r i a łu do roz k ła du drogi ) nk lyw nośi lkomórkowej i w konsekwencji do częściowego lub ca łkowitego zanikuB i o z g o d n o ś ć -

a ) z dolność ma te r i a łu do s pe łn ia n ia z a da nia , z a kc e ptow a lną o d p o w i e

dz ią gos poda rz a , w okre ś lonym z a s tos ow a niu

b) spe łn ianie funk cj i biologicznych w określonym zas tosow aniu, w sposóbz godny z prz e z na c z e nie m.

Bó l ( s t a n , f a z a ) - bó l loka lny , j e de n z c z te r ec h s ygna łów s ta nu z a pa lne go

C h c l a c j a - r o d z a j o d d z i a ł y w a n i a p o m i ę d z y z w i ą z k i e m o r g a n i c z n y m a m e t nlem, prowadzący do utworzenia s t ruktury pierśc ieniowej .Chc mota ks ja - o r i e n ta c ja lub migra c ja komóre k w k ie runku w z rn . tnp | c e gos tęże nia c z ynników c he mota k tyc z nyc h .

C i e p ło ( f a z a z a pa ln a ) - l oka lny w z ros t t e m pe ra tu ry tka nki . | e de| i > hrech klasycznych sygnałów s tanu zapalnego.C yt ok in y - duża grup a różnorodnyc h c z ąs te c z ek c he mic z nyc h p i c iu r icych sygnały między komórkami ( l imfocytami, fagocyt .nini oraz innymi komorkami organizmu). Wszystkie cytokiny są bia łkami lub peptydnini , niek tóre s ą g l ikopro te ina mi .C yt o t ok s y c z n ość - z a b i j a n ie komóre k prze z komórki, p rz e c iw c ia ła i dopc łn ia c z lub inne c z ynnik i .C y t o t o k s y c z n y - m a j ą c y s z k o d l i w y w p ł y w n a k o m ó r k i .

C z y n n i k H a g e m a n a ( f a k t o r X I I ) o d g r y w a k l uc z o w ą r ok ; w s y s te m i ekrzepnięc ia krwi. Jego aktywacja zapoczątkowuje kaskadę reakcj i krzepnięe ia , akt yw uje sys tem plaz tniny i układ kininowy.



l i l i i ) !L N n z r w i m I w o I I I C I I I I K J C d o t . y i p r o b l e m a t y k i L > i e > m a t o r i a l ó w

( C z y n n i k i k a n c e r o g e n n e - przeważnie nie wywołują bezpośrednio zmiannowotworowych, lecz indukują powstanie endogennych czynników pośred-nich (np . wolne rodniki) , któ re mogą uszkadzać kwas dezoksyryb onukleino-wy i wywoływać mutacje. Niektóre spośród mutacji prowadzą do transfor-111acj i nowotworowej.

D i a p e d e z a - polega na przyleganiu (czyli adhezji) granułocytów do komó-rek śródbłonka naczyń, a następnie przeciskaniu się pomiędzy komórkamiśródbłonka i przez błonę podstawną na zewnątrz naczynia.

E lek t Oppennheimera - indukowanie p rzezskórnych nowotworów u gry-zoni drogą mechanizmu ciała około obcego; nazwa pochodzi od odkrywcówlv i H.S.Oppenheimerów.

Eks t ruz ja - mechanizm usuwania ; implan t będący w kontakc ie z tkankąnabłonka (skóra oraz błony wyściełające naturalne, wewnętrzne jamy ciała)jest otaczany tą tkanką, która ulegając rozciąganiu wypycha go na zewnątrzciała.

F a g o c y t o z a - proces wchłaniania większych cząsteczek przez komórkę. Za-czyna się przyłączeniem fagocytowanej cząsteczki do powierzchni komórki,następnie tworzony jest fagosonr, który łącząc się wewnątrz komórki z lizo-sotncm tworzy fagolizosorn, gdzie cząsteczka ulega strawieniu.F a g oc y t, s f r u s t r o w a n y - w przypadku, gdy cząsteczka jest zbyt duża i niem o ż e zostać wchłonięta przez komórkę następuje uwolnienie na zewnątrz

komórki enzymów lizosomalnych.Faktor XII - patrz czynnik Hagemana.

( i l i k o k a l i k s - warstwa okrywająca, znajdująca się na zewnątrz powierzchniprawie wszystkich komórek. Składa się z wiełocukrów związanych z inte-gralnymi białkami i glikolipidami błony komórkowej oraz z glikoproteinamizaadsorbowanymi na powierzchni komórek.G r a f t - fragment żywej tkanki lub zbiór żywych komórek pobrany z miejscadawcy do miejsca biorcy w celu rekonstrukcji miejsca biorcy.G r a f t , a l l o ( a l l o g r a f t ) - przeszczep pobrany od innego osobnika - dawcyt e g o samego ga tunku .G r a f t , a u t o ( a u t o g r a f t ) - przeszczep pobrany z tego samego źródła cobiorca; dawca i biorca są tą sama osobą (patrz biomateriał, replant).G r a f t , k s e n o ( k s e n o g r a f t ) - przeszczep pobrany od osobnika gatunkuinnego niż biorca.

Ilapt.cn - antygen małocząst.eczkowy, reagujący swoiście z przeciwciałem!,lecz nie' indukujący powstawania przeciwciał.



i.ll!

Hc m ol iz a uwalnianie hemoglobiny, spowodowane uszkodzeniem ezerwonych komórek krwi.H e t e r o g r a f t - s t a r s z a n a z w a a l l o g r a f t u .H o m o g r a f t - s t a r s z a n a z w a a u t o g r a f t u .H y b r y d o w y , s z t u c z n y n a r z ą d - s z tu c zn y n ar z ąd , k tó r y j es t k o m b i na c jążywych komórek z jedny m lub więcej implantam i.

I m p l a n t , ( w s z c z e p ) -

a) urządzenie wprowadzone do człowieka lub zwierzęcia drogą implantac j i (pa t rz ; implan tac ja )

b) u rządzenie medycz ne wykonane z jednego lub więcej biomateriałów,które jest celowo wprowadzone do organizmu, umiejscowione całkowicie lub częściowo poniżej powierzchni nabłonkowej.

I m p l a n t , m i ę d z y o p e r a c y j n y - u r z ąd z e ni e u s u wa n e z o r ga n iz m u w • l ąr .nod kilku godzin do kilku dni, zgodnie z zasadą postępowania lernpeiityin ego.Im pl an t , p r ze zs kó rn y - u rządzen ie , k tó re po umieszczen iu w o ignnizmie przec hodzi p rzez skórę i jedno cześnie ma kont,akt z otoczen iemzewnętrznym.Im pl an t , p r zc zś luz ów ko wy - u rządzen ie , k tó re po umieszczen iu w orgnnizmie ma kontakt, ze śluzówką.Im pl an ta c j a - umieszczen ie u rządzen ia lub mater ia łu w c ie le (o rgan izmie)

zwierzęcia lub człowieka, zgodnie z zasadam i medycznego lub chirurgicznegopostępowania, w taki sposób, że następuje przerwanie jednego lub więc ejwarstw nabłonkowych, a urządzenie, materiał lub jego składniki pozostająw miejscu po zakończeniu całej procedury operacyjnej.In tegrac ja - oddz ia ływanie do tyczące ogran iczone j l iczby mater ia łów.kich jak "bioaktywne" szkła o określonym składzie, niektóre związki remmiczne i niektóre metale, dla których obserwuje się tworzenie wiązania < Inulicznego lub bezpośredniego "przylegania do tkanek".In żyn ie r i a b io m at er ia łó w - zas tosowanie zasad i p raw unuki o b io iun l irialach do rozwiązywania praktycznych problemów związanych ze zdrowiemczłowieka, niepełnosprawnością i chorobą.In żyn ie r i a t ka nk ow a - wytwarzan ie komórek i tkanek poza żywym orgnnizm em, za pomo cą meto d i technik inżynierii, w celu wykorz ystan ia ichjako składników zdolnych do życia biomateriałów.

Je dn os tk a two rz ąca ko lo n ię min imalna i lość bak te r i i , n iezbędna dowzrostu klastera komórkowego lub kolonii na odpowiednim, stałym podłożuhodowlanym.



! ). N n z c w i i i i I w n i i l c l i l i i i j e t l o t y i / i |<c p r o ł t U- i •• < ! Iy k i b i o m i i t o r i i i l ó w

. J o n o f o r e z a - ułatwienie dyfuzji naładowanym cząsteczkom lii i) atomomdrogą wytworzenia gradientu elektrycznego.

K a p s u ł a , t o r e b k a ( o t o c z k a ) - tkanka o tacza jąca implan t , powsta ła wwyniku lokal nej odpowiedzi gospod arza.K a r c i n o g c n - patrz czynniki kancerogenne.K a r c i n o g c n c z a - złośliwa, dziedziczna zmiana w komórkach ssaka.K a r c i n o g e n c z a , c h e m i c z n a - cecha implantu, karcinogeneza indukowanask ładem chemicznym implan tu lub produktami jego degradac j i .

K a r c i n o g c n c z a , c i a ł o o b c e - cecha implantu, karcinogeneza indukowanaformą fizyczną implantu, niezależnie od składu chemicznego.K o a g u l a c j a - proces sekwencyjny we krwi, prowadzący do tworzenia ża-le rze pu.K o m p o z y t b i o m e d y c z n y - patrz: biomateriał kompozytowy.K o ś c i o t w ó r c z y ( o s t c o g c n i c z n y ) - właściwość biomateriału, która stymu-luje wzrost kości w miejscu, w którym znajduje się implant.K s c n o g r a f t - patrz graft , kseno.

Ligand - cząsteczka, która z jednej strony łączy się z białkiem lub kwasemnukleinowym, a z drugiej z haptenem.

b ą c z e t rój fazowe - odnosi się do implantów przezskórnych; punkt, w któ-rym stykają się implant, tkanka i powietrze.Ł ą c z e n i e k o s t n e ( w i ą z a n i e k o s t n e ) - powstanie ciągłego połączenia po-

między implantem a tkanka kostną.M a r s u p i a l i z a c j a , e k s t r u z j a - rodza j oddz ia ływania tkanki z implan tem,w którym implant w kontakcie z tkanką nabłonka otaczany jest nią w takisposób, że tkanka ulegając rozciąganiu wypycha implant na zewnątrz z or-gan izmu.M a t e r i a ł b i o a k t y w n y -

a) biomateriał przeznaczony do wywoływania lub modulowania (regulo-wania) biologicznej aktywności

b) biomateriał przeznaczony do indukowania specyficznej aktywnościbiologicznej.

M a t e r i a ł b i o z g o d n y - mający akceptowalną odpowiedź gospodarza w ok-n s łony m z a s t o s o w a n i u .

M a t e r ia ł k o m p o z y t o w y - materiał wytworzony z dwóch lub więcej skład-

ników (faz) różniących się zwykle znacznie swoimi właściwościami, którepołączone z sobą tworzą inny rodzaj materiału, o korzystniejszych właści-w o ś c i a c h d l a projektowanego zastosowania.



008

M a t e r i a ł k o n t r o l n y ( m a t e r i a ł r e f e r e n c y j n y ) - materiał, który w stan(Jardowym teście zachowuje się jak materiał nic dający odpowiedzi w środowisku biologicznym (gospodarza), ani sam nie ulega przemianom.M a t e r i a ł r e f e r e n c y j n y - mate riał, któr y w stand ardow ym teście zostałokreślony jako materiał pozwalający na ilościową analizę odpowiedzi go spodarza lub implan tu .M u ta g e n ez a- indukowanie t rwałe j zmiany gene tyczne j (dziedziczne) , powstawanie mutac j i .

N a r a s t a n i e - tworzenie tkanki bezpośrednio na powierzchni implantu(pa t rz ; wras tan ie ) .

N a u k a o b i o m a t e r i a ł a c h - badania i korzystanie z nagromadzonej wiedz \

w zakresie oddziaływania pomiędzy żywym a sztucznym materiałemN o w o t w ó r ( t u m o r ) - tkanka pow stała z tkanki prawidłowej nn kulekutraty zdolności komórek do samoregulacji podziału i wzrostu.

O d c z y n z a p a l n y o s t r y - towarzyszy mu reakcja ogólnoustrojowa i j ' ,oią<

ka, zwiększona synteza hormonów (ACTII, hydrokortyzon), stężenie blnleksurowicy (białka ostrej fazy). Miejscowemu odczynowi towarzyszy zmianaprzepuszczalności naczyń, napły w komórek żernych, a następnie limfocytówGwałtowny, szybko mija (do 3 tygodni). Głównymi komórkami odpowiedziostrej są neutrofile i mastocyty.

O d c z y n z a p a l n y c h r o n i c z n y - podział n a ostry i chroniczny j e s t umowny.

Przewlekły następuje zwykle po ostrym, charakterystycznymi komórkami sąmakrofagi, l imfocyty, plazmocyty. Następuje proliferacja l ibroblasl.ów,O d p o w i e d ź , z a p a l n a - odpowiedź lokalna z udziałem komórek i odpowiedzregionalna skierowana na ustabilizowanie uszkodzonej tkanki, odbudowy |cjfunk cji fizjologicznego sta tus u, u sunięcia nieżywych i u szkodzons< 11 c h i n i ntów tkanki i materiału obcego, oraz skorygowanie strukturalnych i luiikcjonalnych uszkodzeń spowodowanych początkowym uszkodzeniem MiloWy stępuj ą cztery klasyczn e znaki starm zapalnego zaczerwienienie. obr.-ęlbó l , podwyższona tempera tura .

O d p o w i e d ź g o s p o d a r z a , l o k a l n a - odpowiedz terapeu tyczn a tkanki i 01ganów będących w kontakcie z biomateriałem.O d p o w i e d ź g o s p o d a r z a , o d l e g ł a - odpowiedź terapeuty czna tkanki i 01ganów osobnika, w czasie odległym, w kontakcie z jednym lub więcej implan tami .

O d p o w i e d ź g o s p o d a r z a , o g ó l n o u s t r o j o w a - rozproszona lub rozsianaodpow iedź inna niż zamierzona odpo wiedzią terap eutyc zną, tkanki i orj ',nnów osobnika,, będących w kontakcie z jednym lub więcej implantami.



I . l ! I ! ) . N l i / c w i l i i l w u i i l c l i n l i j c i l o l y i v , :| > c p r o b l e m a t y k i b i o m a t e r i a ł ó w

n) odpowiedź lokalna, inna niż odpowiedź zamierzona odpowiedź terape-utyczna, żywych organizmów na materiał; element biologicznego za-chowania (oddz ia ływania)

l>) reakcja żyjącego organizmu na obecność materiału.

O d p o w i e d ź m a t e r i a ł u - odpowiedź materiału na obecność żywych syste-mów; jeden z czynników wpływających na zachowanie biologiczne.O d p o w i e d ź , o s t r a - odpowiedź gospodarza lub materiału w okresie krót-szym niż 30 dni od momentu implantacji .

( > d p o w i e d ź , p r z e w l e k ł a - odpowiedź gospodarza lub materiału w czasiepowyżej 30 dni od momentu implantacji .O d p o w i e d ź i m m u n o l o g i c z n a - odpowiedź gospodarza związana z wys-tępowaniem specyficznego mechanizmu humoralnego lub komórkowego.O p s o n i z a c j a - ułatwienie fagoeytozy mikroorganizmów oraz innych cząstekprzez opłaszczenie ich opsoninami (składniki dopełniacza, przeciwciała).O r t o z a ( o r t h o s i s ) - urządzenie stosowane zewnętrznie do ciała, w celu po-prawy stabilności, korygowania lub kontrolowania ruchu; może zastępowaćnp. część kończyny.O s t c o b l a s t y - komórki tworzące kość (kościotwórcze), występujące w miej-scach, gdzie odbywa się wzrost lub przebudowa tkanki kostnej; wytwarzająone część organiczną macierzy kostnej, w której następnie odkładają siękryształy fosforanów wapnia.( ) s te oc y t y - są os ta teczna lo r rną komórek do j rza łe j kośc i, powst a ją z p rze-miany osteoblastów w trakcie mineralizacji macierzy kostnej.

O s t o o k l a s t y - są komórkami resorbującyrni kość (kościogubnymi), uczest-niczącymi w prawidłowym procesie przebudowy tkanki kostnej. Przy nad-miernej przewadze aktywności osteoklastów względem osteoblastów docho-dzi do patologicznego procesu utraty masy kostnej.O s t . e o k o n d u k t y w n y - właściwość biomateriału znajdującego się w kon-takcie z odtwarzaną kością, polegająca na wspomaganiu tego procesu.O s t e o l i z a - proces niszczenia tkanki kos tnej przy udziale osteoklastów i wniewielkim stopniu osteocytów; może być także spowodowany obecnościąimplan tu .( ) s t e o s y n t e z a , o s t e o i n t c g r a c j a -

a) stabilizac ja kliniczna implan tu zakotwiczonego w kości; często doty czyimplantów z pokryciam i aktywn ymi

l>) opis klinicznego zachowania się urządzenia medycznego; nie dotyczyopisu oddziaływań biomateriał - kość.

O s t r a ( f a z a ) - czas odpowiedzi poniżej 30 dni; jednakże czasy związane zleczeniem klinicznym (wy korzystanie ins trum entari um, dializowanie, w pro-



605

wadzenie implantu itd.) zwykli-określane są jako krótkotrwale lnl> międzyoperacyjne (zol) , także przewlekła).

P i e r w i a s t k i f i z j o l o g i c z n e - pierwiastki (wapń, fosfor, potas, siarka, chlor,żelazo) inne niż tlen, wodór, azot i węgiel niezbędne do homeostazy ssaka.P i r o g c n - substancja, która wprowadzona do krwi wywołuje podwyższenietemperatury ciała. Produkowane przez bakterie, leukocyty, uszkodzone komórki.P o l i m e r b i o m e d y c z n y - patrz: biomateriał polimerowy.

P r o t e z a - urządzenie, które zastępuje kończynę, narząd, lub tkankę ciała(uwaga; dla odróżnienia protezy zewnętrzne określa się jako ortozy).P r z e s z t y w n i a n i e - efekt wywołujący zmniejszenie gęstości tkanki kosinej w wyniku niedopasowania właściwości sprężystych między implantem atkanką.P r z e w l e k ł a , ( f a z a ) - t rwający 30 dni lub więcej stan zapalny |ako od powiedź na obecność implantu (patrz także ostra).

R a k ( c a n c e r ) - nowotw ór złośliwy, cechuje się szybkim rozrostem lllw >

zyjnością w stosunku do sąsiednich tkanek oraz zdolnością I woi/enla pi •rzu tów.R e a k c j a c i a ł a o b c e g o ( o k o ł o o b c e g o ) zmiana w typowym ( not nudnym)zachowaniu się tkanki, spowodo wana obecnością obcego mali nulu (patrztakże odpowiedź gospodarza, lokalny).R e s o r p c j a - wchłanianie.

R e s o r b o w a l n y - zdolność biomateriału do zanikania w środowisku btologicznym drogą rozpuszczania się lub trawienia.

S k r z e p - zewnątrznaczyniowe skrzepnięcie krwi. Składa się z libryny, zlepionych płytek krwi, leukocytów i erytrocytów.S z t u c z n y o r g a n - urządzenie medyczne (wyrób), które zastępuje, całkowicie lub częściowo, funk cje jedne go z organów c iała.

Ś r o d o w i s k o , b i o f i z j o lo g i c z n o - kontrolow ane chemicz ne i cieplni wariinki, w których znajdują się produkty komórkowe symulujące fragment biologicznego lub okołokontórkowego środowiska.Ś r o d o w i s k o , b i o l o g i c z n e - warunki występujące w organizmie zwierzęcialub człowieka.

T i k s o t r o p o w y - właściwość substancji smarnej; zmniejszający lepkość ze

zwiększeniem szybkości ścinania.' l Y o m b o g e n n o ś ć właściwość materiału, który indukuje lub sprzyja Iworżeniu się skrzepu.

BIOMATERIAŁY - Biocybernetyka i inżynieria biomedyczna 2000 - Maciej Nałęcz

Documents

Transcript of BIOMATERIAŁY - Biocybernetyka i inżynieria biomedyczna 2000 - Maciej Nałęcz