Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek ...

Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”

1

SKRYPT DO PRZEDMIOTU

BIOMATERIAŁY

Autorzy:

Dr inż. Beata Świeczko-Żurek (rozdz. 1,2,4,7,8,9,10,11,12,15)

Prof. dr hab. inż. Andrzej Zieliński (rozdz. 3,6; redakcja naukowa)

Dr inż. Agnieszka Ossowska (rozdz. 5)

Dr inż. Sylwia Sobieszczyk (rozdz. 13,14)

Gdańsk, 2011


2

BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska

Spis treści

1. Klasyfikacja materiałów medycznych .......................................................................................... 3

1.1. Pojęcie biomateriału i implantu ................................................................................................... 3

1.2. Podział implantów i biozgodność ................................................................................................. 3

1.3. Zastosowanie biomateriałów ....................................................................................................... 3

1.4. Biomateriały metalowe………………………………………………………………………………………………………….. 6

1.5. Biopolimery ................................................................................................................................ 10

1.6. Bioceramiki ................................................................................................................................. 13

2. Klasyfikacja materiałów medycznych ........................................................................................ 14

2.1. Zastosowanie biomateriałów do zespalania tkanek .................................................................. 14

2.2. Nici chirurgiczne ......................................................................................................................... 14

2.3. Kleje ............................................................................................................................................ 16

2.4. Cementy kostne ......................................................................................................................... 16

3. Materiały opatrunkowe ............................................................................................................. 17

3.1. Rodzaje ran ................................................................................................................................ 17

3.2. Gojenie ran ................................................................................................................................. 17

3.3. Zadania opatrunku w różnych fazach gojenia ........................................................................... 19

3.4. Opatrunki stosowane w suchej terapii ran ................................................................................ 20

3.5. Opatrunki stosowane w wilgotnej terapii ran ........................................................................... 22

3.6. Materiały do mocowania opatrunków ...................................................................................... 26

3.7. Opatrunki unieruchamiające ..................................................................................................... 27

4. Materiały na instrumentarium chirurgiczne .............................................................................. 29

5. Techniki inżynierii powierzchni .................................................................................................. 36

5.1. Techniki wytwarzania ................................................................................................................. 36

5.2. Techniki pasywacji powierzchni biomateriałów ........................................................................ 43

6. Dezynfekcja i sterylizacja ........................................................................................................... 50

6.1. Dezynfekcja ................................................................................................................................ 50

6.2. Sterylizacja ................................................................................................................................. 51

7. Materiały konstrukcyjne w zaopatrzeniu ortopedycznym ........................................................ 52

8. Materiały dla protetyki .............................................................................................................. 56

9. Materiały dla ortotyki ................................................................................................................ 61

10. Wkładki ortopedyczne ............................................................................................................... 68


3


11. Protezy kosmetyczne ................................................................................................................. 74

12. Sprzęt rehabilitacyjny ................................................................................................................. 80

13. Metody fizyczne i mechaniczne badań materiałów .................................................................. 89

13.1.Własności fizyczne materiałów medycznych ............................................................................. 89

13.2.Własności mechaniczne materiałów medycznych .................................................................... 89

13.3.Fizyczne metody badań materiałów medycznych ..................................................................... 89

13.4.Mechaniczne metody badań materiałów medycznych ............................................................. 90

14. Metody chemiczne i biologiczne badań materiałów ................................................................. 93

14.1. Wstępna ocena biologiczna ...................................................................................................... 93

14.2. Badania in vivo .......................................................................................................................... 93

14.3.Badania in vitro .......................................................................................................................... 94

15. Odbiór jakościowy biomateriałów ......................................................................................... 97

Spis ilustracji ..................................................................................................................................... 100

Spis tabel .......................................................................................................................................... 103

Spis literatury ................................................................................................................................... 104


4


1. Klasyfikacja materiałów medycznych

1.1. Pojęcie biomateriału i implantu

Materiały stosowane na implanty należą do specyficznej grupy charakteryzującej się różnym

składem, budową i właściwościami. Grupa ta wyróżnia się od innych specyficzną cechą, a

mianowicie jest akceptowana przez organizm ludzki. Do grupy tej należą np. ceramika

hydroksyapatytowa, bioszkła oraz modyfikowane materiały węglowe. Materiały te łączą się trwale

z żywą tkanką lub biorą udział w jej regeneracji.

Niektóre z biomateriałów służą do miejscowego wprowadzania farmaceutyków i to w dużych

dawkach, z długim okresem wydzielania, bez ujemnego wpływu na organizm [1].

Zgodnie z ustaleniami Konferencji Biomateriałów z roku 1982 (Biomaterials Consensus Conference

at the National Institute of Health) przyjęto, że biomateriał to każda inna substancja niż lek albo

kombinacja substancji syntetycznych lub naturalnych, która może być użyta w dowolnym czasie,

a której zadaniem jest uzupełnianie lub zastąpienie tkanek narządu lub jego części w celu

spełnienia ich funkcji [2].

Z biomateriałów wytwarzane są różne postacie użytkowe implantów.

Implantami nazywamy wszelkie przyrządy medyczne wykonywane z jednego lub więcej

biomateriałów, które mogą być umieszczone częściowo lub całkowicie pod powierzchnią

nabłonka, i które mogą pozostać przez dłuższy okres w organizmie [3].

1.2. Podział implantów i biozgodność

Podział obecnie stosowanych biomateriałów przedstawia Rys. 1 [4,5].

Inny podział tworzyw stosowanych w medycynie na implanty opiera się na czasie ich

bezpiecznego, dla organizmu pacjenta, użytkowania.

Zgodnie z nim implanty dzieli się na [7[B1]]:

Krótkotrwałe, dla których czas przebywania w środowisku tkankowym nie powinien

przekroczyć dwóch lat (przykładem mogą być stale austenityczne typu 316L);

Długotrwałe, których czas przebywania w środowisku tkankowym może znacznie

przekroczyć dwadzieścia lat.


5


Rys. 1. Podział stosowanych obecnie biomateriałów [4,5]

Czas bezpiecznego użytkowania implantu zależy od wielu czynników takich, jak np. jego

biotolerancja (biokompatybilność). Definiuje się ją jako zgodność biologiczną. Oznacza to harmonię

interakcji w obrębie materii ożywionej. Biomateriał o optymalnej biotolerancji nie wywołuje

ostrych lub chronicznych reakcji czy stanu zapalnego i nie przeszkadza należytemu różnicowaniu

amputowanego otoczenia tkanek. Najczęściej pojęcie biotolerancji wiąże się z inicjowaniem reakcji

toksykologicznych i immunologicznych oraz efektami drażnienia tkanek [8]. Dlatego też czas

bezpiecznego użytkowania określa się osobno dla każdego biomateriału biorąc pod uwagę jego

właściwości użytkowe oraz funkcje, jakie będzie spełniał.

1.3. Zastosowanie biomateriałów

Rosnące zapotrzebowanie, obniżający się wiek użytkowników biomateriałów, wysokie wymagania,

jakie medycyna stawia materiałom na implanty sprawiają, że stosowane obecnie w medycynie

materiały należą do jednych z najdroższych wytwarzanych przez człowieka [9]. Pociąga to za sobą

konieczność zastosowania najnowszych materiałów i technologii w celu zapewnienia możliwie

daleko idącej analogii struktury substytutu i jego funkcji.

Najważniejsze obszary zastosowania biomateriałów przedstawia Rys. 2 [7].


6


Rys. 2. Najważniejsze obszary zastosowania biomateriałów [7]

Aby prawidłowo dobrać materiał i technologię, należy właściwie określić zakres i specyfikę potrzeb

materiałowych medycyny. Dostępne informacje wskazują na dużą różnorodność potencjalnych

potrzeb w odniesieniu do nowoczesnych materiałów na implanty.

1.4. Biomateriały metalowe

Metale i ich stopy należą do materiałów znanych i stosowanych w medycynie od wielu lat.

Materiały metaliczne, pomimo swoich wad takich, jak niewystarczająca w niektórych obszarach

zastosowań odporność korozyjna oraz biotolerancja, charakteryzują się bardzo korzystnym

zespołem właściwości mechanicznych. Za szczególnie istotne należy uznać wysoką odporność na

korozję zmęczeniową, odporność na kruche pękanie oraz wytrzymałość na rozciąganie i zginanie

[7].

W miarę rozwoju konstrukcji implantów oraz gromadzenia doświadczeń klinicznych z ich

użytkowaniem, a także na podstawie przeprowadzonych badań z zakresu biomechaniki i nad

biotolerancją wszczepionych tworzyw metalicznych doskonalono skład chemiczny i strukturę

stopów.

Żaden z dotychczas znanych materiałów nie spełnia jednocześnie wszystkich wymagań. Najczęściej

wszelkiego rodzaju wszczepy (implanty metalowe) wykonuje się z następujących materiałów: stale

austenityczne, stopy na osnowie kobaltu, stopy na osnowie tytanu, metale szlachetne. Najczęściej

stosowane są stale austenityczne [10].


7


Austenityczne stale odporne na korozję stanowią grupę tworzyw metalicznych, które zostały

najwcześniej przystosowane do implantowania w organizmie ludzkim. Najbardziej popularną stalą

jest stal chromowo-niklowo-molibdenowa typu 316L.

Strukturę oraz właściwości użytkowe stali 316L determinuje jej skład chemiczny. Zawartość

pierwiastków austenitotwórczych i ferrytotwórczych powinna być dobierana z uwzględnieniem ich

oddziaływania, na podstawie równoważników chromu i niklu tak, by austenit był

termodynamicznie trwały [11]. Obecność chromu w ilości powyżej 13% zapewnia dodatni

potencjał korozyjny i dobrą odporność korozyjną w środowiskach utleniających. Ze wzrostem

zawartości niklu wzrasta odporność na korozję naprężeniową. Molibden, podobnie jak chrom,

wpływa na zmniejszenie gęstości prądu pasywacji oraz na zwiększenia odporności na korozję

wżerową [12]. Duży nacisk kładzie się na czystość metalurgiczną stali, dotyczy to w szczególności

zawartości wtrąceń tlenkowych i siarczkowych oraz fosforu. Zapewnienie odpowiedniej czystości

metalurgicznej oraz składu chemicznego jest bowiem podstawowym warunkiem poprawnego

zachowania się implantu stalowego w środowisku tkankowym, w tym odpowiedniej odporności

korozyjnej oraz biotolerancji wszczepu. Stale typu 316L poddaje się przesycaniu w zakresie

temperatur 1000-11000C, po którym wykazują stabilną strukturę austenityczną o optymalnej

wielkości ziarna bez śladu zawartości ferrytu, fazy sigma czy węglików. W tym stanie jednak stale

wykazują niską wytrzymałość na rozciąganie (Rm =200 MPa). Zwiększenie wytrzymałości uzyskuje

się poprzez przeróbkę plastyczną na zimno lub przez zwiększenie zawartości azotu w stali [13,14].

Stale austenityczne stosowane w medycynie należą do biomateriałów metalicznych szczególnie

narażonych na niszczenie wskutek przebiegu procesów korozji naprężeniowej. Jest to związane z

ich najniższą, spośród wszystkich stosowanych w medycynie biomateriałów metalicznych,

odpornością na korozję elektrochemiczną w środowisku płynów ustrojowych oraz niższą niż m.in.

dla stopów tytanu, skłonnością do samopasywacji. Jednoczesne oddziaływanie środowiska

korozyjnego oraz naprężeń ściskających oraz rozciągających powoduje, że wytrzymałość implantu

stalowego zmniejsza się. Należy się spodziewać szybszego niszczenia elementów stalowych

stosowanych na podlegające dużym obciążeniom implanty stosowane m.in. w ortopedii,

traumatologii czy też w chirurgii twarzowo-szczękowej oraz wolniejszego niszczenia tych stali

stosowanych na elementy podlegające mniejszym obciążeniom, stosowane m.in. w kardiochirurgii

[7].

Niewystarczająca dla wielu zastosowań bioinertność i odporność korozyjna stali stosowanych na

implanty krótkotrwałe była przyczyną opracowania nowych stopów na osnowie kobaltu. Stopy

kobaltu charakteryzują się znacznie wyższą odpornością na korozję elektrochemiczną w


8


środowisku płynów ustrojowych niż austenityczna stal chromowo-niklowo-molibdenowa. Dzięki

temu, mimo zawartości pierwiastków mogących niekorzystnie oddziaływać na organizm pacjenta,

stopy te mogą być stosowane na implanty długotrwałe, których okres użytkowania nie powinien

przekroczyć piętnastu lat [7].

Interesującą grupą biomateriałów metalicznych są materiały z pamięcią kształtu. Przedstawicielem

tej grupy jest stop Ni-Ti „Nitinol”. Zjawisko pamięci kształtu polega na tym, że odkształcony

plastycznie w niższej temperaturze stop odzyskuje swój początkowy kształt w temperaturze

wyższej. Badania in vitro oraz in vivo stopu Ni-Ti wykazały, że jego odporność korozyjna i

biotolerancja odpowiada stali austenitycznej 316L. Stop ten może być zatem stosowany na

implanty krótkotrwałe, których okres przebywania w organizmie nie przekracza dwóch lat [15,16].

Obszar zastosowania implantów metalicznych z pamięcią kształtu obejmuje: płytki do zespoleń

dociskowych, pręty Harringtona do leczenia skoliozy, igły śródszpikowe, klamry do osteosyntezy

(Rys. 3), tulejki dystansowe do kręgosłupa [17].

Rys. 3. Klamry z pamięcią kształtu zastosowane w osteosyntezie [16]

Stop z pamięcią kształtu jako implant wprowadzony został przez Bensmann`a w 1982 roku na

klamry do osteosyntezy stawu kolanowego i kości śródstopia. Kolejno wykorzystano ten stop do

wytworzenia klamer zespalających złamane żebra, płytek do osteosyntezy, gwoździ

śródszpikowych i stabilizatorów kręgosłupowych [8].


9


W chirurgii kostnej znalazł zastosowanie również tytan i jego stopy, a także tantal i niob. Od roku

1975 endoprotezy z biomateriałów metalicznych wytwarzane są w układach kompozytowych z

tworzywami sztucznymi lub bioceramiką.

Stale oraz stopy z pamięcią kształtu należą do implantów krótkotrwałych, czyli takich, których

okres przebywania w organizmie nie powinien przekraczać dwóch lat. Stopy kobaltu oraz tytan i

jego stopy należą do implantów długotrwałych. Okres przebywania w organizmie stopów kobaltu

nie powinien przekraczać piętnastu lat, stopów tytanu zawierających wanad dwadzieścia do

dwudziestu pięciu lat, stopów bezwanadowych – ponad dwadzieścia pięć lat [7].

Materiały metaliczne znalazły również zastosowanie w kardiochirurgii i kardiologii zabiegowej.

Wykorzystano je na elementy sztucznych zastawek serca, a mianowicie pierścienie i koszyczki w

zastawkach kulkowych. Wśród aktualnie stosowanych ok. 50 różnych typów sztucznych zastawek

na pierścienie wykorzystuje się w dalszym ciągu stopy kobaltu oraz tytanu i jego stopów.

Z chorobami sercowo-naczyniowymi związana jest postać implantu zwana stentem. Jest to rodzaj

metalowego, sprężystego rusztowania o przestrzennej konstrukcji walcowej, który wszczepia się w

miejsce krytycznie zwężonego odcinka naczynia krwionośnego w celu podparcia i poszerzenia jego

światła, przez co możliwe jest leczenie choroby niedokrwiennej serca. Ten rodzaj implantu

skonstruowany został przez Charlesa Stenta w XIX wieku. Kolejne lata rozwoju kardiologii

zabiegowej doprowadziły do skonstruowania i wprowadzenia do profilaktyki klinicznej postaci

stentów samorozprężalnych i rozprężanych o kształcie „T”, „Y” i „I” wykonanych z siateczki, rurek z

nacięciami, zwojów i pierścieni oraz układów kombinowanych. Jako biomateriały zastosowano stal

chromowo-niklowo-molibdenową, stopy z pamięcią kształtu niklowo-tytanowe, tantal i platynę

pokrytą stopem kobaltu [18,19] (Rys. 4).


10


a)

b)

c)

Rys. 4. Stent wieńcowy: a) nierozprężony na baloniku, b) rozprężony stent na baloniku, c) rozprężony stent

po usunięciu balonika [19]

Metale szlachetne, tj. stopy złota, platyny i palladu były do niedawna podstawowymi materiałami

używanymi w implantacji, zwłaszcza w stomatologii. Stopy te charakteryzują się dobrą odpornością

na korozję, dobrymi własnościami mechanicznymi. Wadą tych materiałów jest ich wysoki koszt.

Obecnie najczęściej metalami szlachetnymi pokrywa się powierzchnie implantów przeznaczone dla

osób wykazujących odczyny uczuleniowe na metale nieszlachetne [15].

1.5. Biopolimery

Tworzywa sztuczne ze względu na swe odmienne od tworzyw metalicznych i ceramicznych

właściwości mechaniczne oraz fizykochemiczne znalazły szerokie zastosowanie w medycynie.

Stosowane są m.in. jako panewki w endoprotezach stawów, nici chirurgiczne, protezy więzadeł

oraz w praktyce stomatologicznej. Tworzywom sztucznym stosowanym w medycynie stawiane są

następujące wymagania [10]:

Łatwość uzyskania powtarzalnej jakości materiału dla różnych partii wyrobów;


11


Łatwość formowania pozwalająca na nadanie odpowiedniej postaci użytkowej bez

degradacji tworzywa;

Łatwość sterylizacji;

Odpowiednia jakość fizykochemiczna biomateriału;

Nieinicjowalnie odczynów alergicznych lub toksycznych;

Bioinertność.

Polietylen znalazł szerokie zastosowanie w alloplastyce stawów, w tym w alloplastyce stawu

biodrowego. Stosowany jest na panewki w endoprotezach współpracując z głową endoprotezy

wykonaną z metalu bądź ceramiki tlenkowej. Do zalet polietylenu jako materiału implantacyjnego

należy zaliczyć: dobrą bioinertność, wysoką wytrzymałość mechaniczną, niski współczynnik tarcia,

elastyczność, dobre właściwości dielektryczne, niską cenę [14,20].

Z powodu niskich modułów sprężystości głowy i panewki powierzchnia tarcia przy naciskach

występujących podczas chodzenia jest wystarczająco duża, by naciski jednostkowe nie

powodowały zniszczenia współpracujących ze sobą powierzchni. Zużycie panewki w przypadku

współpracy z głową metalową mieści się w granicach 100-300 µm/rok, w przypadku współpracy z

głową wykonaną z tlenku glinu 5-150 µm/rok [6]. Wady polietylenu jako biomateriału ujawniają się

w trakcie jego eksploatacji w organizmie. Badania polietylenu poddanego długotrwałemu

użytkowaniu wykazały znaczny wzrost stopnia krystaliczności doprowadzający do znacznego

obniżenia jego wytrzymałości mechanicznej [21]. Obecnie prowadzone badania koncentrują się

nad zwiększeniem odporności polietylenu na zużycie cierne [22].

Cementy chirurgiczne znalazły zastosowanie w chirurgii narządów ruchu jako cementy kostne

wykorzystywane w alloplastyce cementowej stawów. Stosowane są tu głównie tworzywa

akrylowe, takie jak polimetakrylan metylu czy kopolimery polimetakrylanu metylu i etylu.

Istota powodzenia alloplastyki cementowej polega na mechanicznym zazębianiu się wypustek

cementu w łożysku kostnym. Badania kliniczne nie stwierdziły bezpośredniej integracji tkanki

kostnej z cementem [23]. Staw biodrowy charakteryzuje się zdolnością do tłumienia drgań.

Zastąpienie części naturalnych komponentów sztucznymi, o niewielkich zdolnościach tłumienia

drgań, wprowadza zaburzenia w układzie nośnym oraz w przebiegu procesów biologicznych.

Cement chirurgiczny, będący kompozytem polimerowym, wykazuje cechy materiału

lepkosprężystego zmieniającego swe właściwości mechaniczne wraz z upływem czasu w

warunkach oddziaływania obciążeń [24]. Cementy kostne komponowane są ze sproszkowanego

polimeru oraz płynnego monomeru. Polimeryzacja zachodzi w tkankach. Ponieważ jest to reakcja

silnie egzotermiczna, występuje niebezpieczeństwo uszkodzenia otaczających implant tkanek. Do


12


innych wad cementów kostnych można zaliczyć toksyczne właściwości oraz niską odporność na

pękanie ( KIC < 1 MPa). Prowadzone obecnie badania w tej grupie tworzyw koncentrują się na

doskonaleniu cementu poprzez mieszanie go z włóknami węglowymi oraz proszkiem apatytowym.

Cement taki wykazuje wyższą bioinertność oraz 3-4 krotnie wyższe właściwości mechaniczne w

porównaniu ze standardowymi cementami kostnymi [24].

Polimery resorbowalne stosowane są w medycynie od początku lat sześćdziesiątych. Cechą

charakterystyczną tych biomateriałów są zmieniające się z biegiem czasu właściwości, co czyni je

nieprzydatnymi do zastosowanie na implanty długotrwałe. Niestabilność właściwości tych tworzyw

wiąże się z przebiegiem procesów biodegradacji w środowisku tkankowym. Początkowo

stosowane były one wyłącznie w produkcji nici chirurgicznych. Zmianę wytrzymałości, masy

cząsteczkowej oraz ciężaru w funkcji czasu dla implantów wykonanych z polimerów

resorbowalnych przedstawia Rys. 5 [25].

Rys. 5. Zmiana masy cząsteczkowej, wytrzymałości oraz ciężaru w funkcji czasu dla implantów wykonanych z

polimerów resorbowalnych [25]

Aktualnie obszar zastosowania polimerów resorbowalnych obejmuje: sztuczne wiązadła, włókniny

wykorzystywane w chirurgii tkanek miękkich, membrany wykorzystywane do regeneracji ubytków

kostnych, nośniki do kontrolowanego uwalniania leków, dermatologię, chirurgię naczyniową,

ortopedię oraz chirurgię twarzowo-szczękową [26].

Polimery resorbowalne mają do spełnienia w organizmie dwie podstawowe funkcje [25]:

Zapewnienie stabilizacji uszkodzonej tkanki kostnej umożliwiającej jej zrost. Biodegradacja

implantu wykonanego z takiego tworzywa eliminuje konieczność wykonania powtórnego

zabiegu operacyjnego (usunięcia implantu) co jest szczególnie istotne w przypadku chirurgii

twarzowo-szczękowej;


13


Zapewnienie stabilizacji uszkodzonej tkanki oraz dostarczenie bezpośrednio do miejsca

złamania leków. Dostarczane w ten sposób proteiny morfogeniczne przyczyniają się do

znacznie szybszego zrostu złamanej kości. W ten sposób dostarczane są również

antybiotyki.

1.6. Bioceramiki

Materiały ceramiczne są znane i stosowane w medycynie od wielu lat. Biomateriały ceramiczne w

porównaniu z pozostałymi biomateriałami charakteryzują się [27]:

Porowatością umożliwiającą wrastanie tkanek oraz zabezpieczającą trwałe połączenie

pomiędzy tkankami a implantem;

Wysoką bioinertnością w środowisku tkankowym;

Dużą wytrzymałością na ściskanie oraz odpornością na ścieranie;

Wysoką odpornością na korozję w środowisku tkankowym;

Możliwością sterylizacji bez zmiany właściwości materiału;

Kruchością.

Niektóre tkanki człowieka takie, jak kości czy zęby, składają się w większości ze stałego tworzywa

nieorganicznego (70-97% mas. hydroksyapatytu), tak więc tworzywa ceramiczne mogą być

efektywniejsze jako wszczepy niż stosowane do tej pory metale czy tworzywa sztuczne. Dotyczy to

w szczególności bioceramiki hydroksyapatytowej o identycznym składzie chemicznym i fazowym,

co kość ludzka. Biomateriały ceramiczne oprócz wielu zalet mają istotne wady – są materiałami

kruchymi, o niskiej wytrzymałości na zginanie, nieodkształcalnymi, nieodpornymi na obciążenia

dynamiczne. Wytrzymałość na zginanie bioceramiki korundowej wynosi 400 MPa,

hydroksyapatytowej 150 MPa, podczas gdy dla kości ludzkiej wartość ta nie przekracza 120 MPa

[28,29].


14


2. Materiały do zespalania tkanek

2.1. Zastosowanie biomateriałów do zespalania tkanek

Do grupy biomateriałów do zespalania tkanek zaliczyć można: nici chirurgiczne, kleje do tkanek

oraz cementy kostne. Są stosowane do zespalania okresowego, jak również do trwałego tkanek.

2.2. Nici chirurgiczne

Nici chirurgiczne winny być wykonane z materiałów pozwalających na stosowanie ich do zabiegów

chirurgicznych. Te implanty cechują się określonym zespołem własności fizykochemicznych [7, 28-

30]:

własności fizykochemiczne dostosowane do rodzaju zespalanych tkanek, okresu

implantowania i techniki zespalania;

dobra biotolerancja;

możliwość wykonywania pewnego i niezawodnego wiązania;

łatwość sterylizacji;

ewentualne bezodczynowe wgajanie dla nici nieusuwalnych z tkanek;

Inna klasyfikacja uwzględnia jakość biomateriału (Rys. 6) [7]:

roślinne (lniane, bawełniane);

zwierzęce (jedwabne, kolagenowe);

z tkanek ludzkich (autogenne, homogenne);

z tworzyw metalicznych (stalowe, srebrne, tantalowe);

polimerowe (poliamidowe, teflonowe);

Pod względem trwałości w środowisku tkanek można wyróżnić nici [7]:

wchłanialne;

ulegające biodegradacji;

niewchłanialne;

Nici wchłanialne tracą swoje własności mechaniczne po upływie 1 do 12 tygodni po implantacji.

Nici ulegające biodegradacji ulegają stopniowemu wchłanianiu w okresie 1 do 3 lat po ich

wszczepieniu.


15


Rys. 6. Syntetyczny, wchłanialny, jednowłóknowy materiał szewny wykonany z polipropylenu [31]

Nici chirurgiczne produkuje się przez wytłaczanie polimeru z roztworu lub ze stopu, po czym

następuje ich rozciąganie na zimno lub na gorąco dla uzyskania zadowalających własności

mechanicznych. Następnie, w zależności od rodzaju nici, splata się włókna tworząc plecionkę lub


16


używa jako włókno pojedyncze. Włókno tnie się na odcinki o określonej długości, doczepia igły

chirurgiczne, pakuje w odpowiednie opakowania i poddaje sterylizacji [1].

2.3. Kleje

Kleje do celów medycznych winny spełniać wszystkie warunki stawiane materiałom

implantowalnym. Kleje powinny przylegać i tworzyć mocne wiązania z mokrymi tkankami oraz

posiadać zdolność wzmagania procesu tworzenia skrzepów, gojenia ran i regeneracji tkanek. Kleje

winny być łatwe w użyciu, utrzymywać własności klejące w czasie niezbędnym do

przeprowadzenia zabiegu, a następnie ulegać szybkiemu zestaleniu i wiązać tkanki [1, 28-30, 32,

33].

2.4. Cementy kostne

Cementy kostne stosowane są w alloplastyce stawu biodrowego i kolanowego [34]. Wykorzystuje

się je także do innych zabiegów rekonstrukcyjnych. Najczęściej stosowany jest polimetakrylan

metylu (PMMA) lub kopolimer metakrylanu metylu (MMA). Do cementów kostnych dodawane są

często antybiotyki, takie jak np. gentamycyna czy wankomycyna zwiększające septyczność zabiegu

[35]. W procesie polimeryzacji zwiększa się wytrzymałość mechaniczna cementu. Już po 2

godzinach osiąga on 80% swej ostatecznej wytrzymałości, która dla cementów ortopedycznych po

18 godzinach wynosi [7, 36]:

wytrzymałość na zginanie 27,6 do 30,8 MPa;

wytrzymałość na ściskanie 66,3 MPa;

wytrzymałość na ścinanie 29,7 do 41,0 MPa;

Na zmniejszenie własności mechanicznych wpływa: podwyższona temperatura,

wilgotność, starzenie, dodatek środków kontrastujących i antybiotyków, niewłaściwa technika

mieszania i technika wprowadzania cementu do jamy szpikowej [7].


17


3. Materiały opatrunkowe

3.1. Rodzaje ran

Ranami nazywa się przerwanie ciągłości skóry połączone z ubytkiem tkanek. Może ono być

zamierzone (np. w trakcie zabiegu chirurgicznego) lub przypadkowe. Powstanie rany może

powodować uraz zewnętrzny lub owrzodzenie [37].

Biorąc pod uwagę czynnik wywołujący, rany dzieli się na [37]:

Mechaniczne (urazowe)

Termiczne i chemiczne

Owrzodzenia

Rany mechaniczne dodatkowo dzieli się ze względu na narzędzie sprawcze na: otarcia, rany cięte,

kłute, tłuczone, szarpane, miażdżone kąsane, postrzałowe itd. Rany mogą być otwarte lub

zamknięte z uszkodzeniami głębiej położonych mięśni, kości lub narządów wewnętrznych.

Rany termiczne i chemiczne powstają na skutek oparzenia gorącymi płynami, dotyku gorącej

powierzchni, oparzenia płomieniem, parą lub gorącym powietrzem, oparzenia elektrycznego lub

chemicznego, odmrożenia, radiacji.

Owrzodzenie jest to obumarcie tkanek w wyniku stanu chorobowego, rozpadu i martwicy tkanek,

wywoływanych zazwyczaj upośledzenia krążenia tętniczego bądź żylnego, długotrwałego ucisku,

infekcji itp. Zalicza się do nich: odleżyny, owrzodzenia goleni, nowotworowe, popromienne i inne.

3.2. Gojenie ran

Gojenie rany to naturalny proces naprawczy, jaki wykonuje organizm pacjenta. Leczenie rany to

działania podejmowane w celu wspomożenia procesu gojenia [38].

Rozróżnia się zazwyczaj trzy fazy gojenia ran [37]:

Faza zapalna (wysiękowa) – zatamowanie krwawienia i oczyszczenie rany

Faza proliferacyjna – odbudowa tkanki ziarninowej

Faza różnicowania – dojrzewanie, bliznowacenie i epitelializacja

Faza oczyszczania zaczyna się w momencie zranienia i trwa 3-4 dni. Zapalenie to reakcja obronna,

której celem jest wyeliminowanie lub dezaktywacja szkodliwych czynników, oczyszczenie tkanki i

przygotowanie do kolejnych procesów proliferacyjnych. Produktem ubocznym procesu jest ropa.

Komórki fazy zapalnej to: Leukocyty pojawiające się w ranie 2-4 godz. po zranieniu, niszczące

materiały obce dla ustroju i drobnoustroje; granulocyty obojętnochłonne wydzielające cytokiny

pobudzające odporność; makrofagi oczyszczające obszar rany.


18


Faza ziarninowania ma na celu utworzenie nowych naczyń krwionośnych i wypełnienie ubytków

tkanką ziarninową. Udział w niej biorą głównie fibroblasty, powodujące tworzenie kolagenu i

obkurczanie rany.

Faza epitalializacji (naskórkowania) rozpoczyna się między 6 i 10 dniem dojrzewania włókien

kolagenu. Powstaje tkanka bliznowata.

Podział gojenia raz ze względu sposób zamknięcia jest następujący [37]:

Pierwotne - występujące tedy, gdy rana nie jest starsza od 6-8 godz. i nie ma infekcji.

Występuję zazwyczaj przy ranach chirurgicznych i kłutych. Rany zamykane są nićmi,

klamrami lub sklejane. Zamknięcie rany następuje po 8 dniach, a pełna wytrzymałość rana

uzyskuje po kilku tygodniach. Jeżeli występują objawy infekcji, rany nie zamyka się,

szczelinę rany tamponuje i leczy aż do ustania infekcji.

Wtórne – występuje wtedy, gdy muszą być wypełnione ubytki tkanki lub infekcja

uniemożliwia bezpośrednie zespolenie brzegów rany. Organizm w takim przypadku

wypełnia ranę tkanką ziarninową. Jeżeli proces gojenia przekracza 8 tygodni, rane ostrą

określa się jako przewlekłą.

Przez regenerację – dotyczy naskórka i nabłonka.

Na przebieg gojenia wpływają czynniki ogólne i miejscowe. Czynniki ogólne związane są ze stanem

pacjenta i obejmują [37]:

Wiek – wraz z wiekiem maleje liczba procesów wytwórczych i wzrasta liczba procesów

rozpadowych, zmniejsza się działanie układu immunologicznego, może pojawić się zły stan

naczyń krwionośnych.

Stan odżywienia – zarówno otyłość, jak i niedożywienie mogą powodować zaburzenia

wskutek niedostatecznej podaży witaminy C (warunkuje syntezę kolagenu), witaminy A

(warunkuje trwałość kolagenu i czas naskórkowania), żelazo i miedź (wspomagają

produkcję kolagenu), cynk (wpływa na syntezę białe, proliferację fibroblastów i komórek

naskórka).

Stan odporności i ochrony immunologicznej – może występować zarówno subreaktywność,

jak i nadreaktywność. Przyczyny zaburzeń to często rozległe oparzenia, uszkodzenia

popromienne, infekcje wirusowe i bakteryjne oraz pasożyty, leczenie immunopresyjne i

cytostatykami, a także choroby autogenne.

Choroby podstawowe – nowotwory, infekcje, cukrzyca, niewydolność oddechowa,

niewydolność układu krążenia i inne schorzenia.

Powikłania pooperacyjne – zakrzepice i zatory, niedrożność jelit, zapalenie płuc.


19


Czynniki miejscowe to [37]:

Długość i rodzaj rany

Długość i rodzaj przygotowań do zabiegu

Wykonanie zabiegu w warunkach aseptyki

Technika operacji

Czas trwania zabiegu

Zaburzenia w procesie gojenia to [37]:

Nagromadzenie wydzieliny surowiczej w ranie

Krwiaki

Martwica tkanki miękkiej

Rozejście się rany

Przerost blizny

Infekcje i inne

Zakażenia ran są powodowane przez niewłaściwą aseptykę, natomiast rozszerzenie infekcji z ran

zakażonych także wskutek braku właściwego leczenia ogólnego [37]. Zakażenia powodują

najczęściej bakterie: gronkowce, paciorkowce, Escherichia coli, Pseudomonas aeruginosa. Przez

pojęcie aspetyka rozumie się niszczenie drobnoustrojów na skórze, w zakażonych ranach - przy

użyciu środków chemicznych (jodofory, choroheksydyna). Tradycyjnie stosuje się jeszcze niekiedy

w profilaktyce i leczeniu ran riwanol 3%, roztwór 3% kwasu borowego i 0,5% azotan srebra.

3.3. Zadania opatrunku w różnych fazach gojenia

Rozróżnia się trzy fazy gojenia [37]:

Faza oczyszczenia: zatamowanie krwawienia, wchłanianie wydzieliny, zapobieganie

zakażeniom. Wskazane opatrunki o dużej chłonności, wspomagające proces

samooczyszczenia, stanowiące barierę dla drobnoustrojów.

Faza ziarninowania: zapewnie wilgotności przez wchłanianie nadmiary wydzieliny i

zapobieganie wysychaniu, ochrona delikatnej tkanki ziarninowej, zapobieganie zakażeniom.

Wskazane opatrunki wilgotne lub tworzące wilgotne środowisko, stymulujące czynności

fibroblastów, atraumatyczne (nie powodujące uszkodzeń tkanek).

Faza naskórkowania: niezbędne utrzymywanie odpowiedniej wilgotności i ochrona nowej

struktury komórkowej. Wskazane opatrunki atraumatyczne, tworzące wilgotne środowisko

w ranie i kondycjonujące brzeg rany.

Cechy idealnego opatrunku to [37]:


20


Szybkość wchłaniania i pojemność chłonna – wysięk po wchłonięciu powinien pozostawać

w materiale; najlepsze są opatrunki zapewniające zdolność intrakapilarnego wchłaniania

lub zaierające superabosrbent wiążący drobnoustroje.

Przepuszczalność gazów i paroprzepuszczalność – możliwość wymiany gazowej (tlen –

dwutlenek węgla) oraz wydalania pary wodnej.

Tolerancja w ranie i możliwość bezurazowej zmiany opatrunku – brak uszkadzającego

wpływu opatrunku na nową tkankę.

Bezpieczeństwo użycia – brak działania drażniącego, uczulającego, jałowość lub gotowość

do sterylizacji.

3.4. Opatrunki stosowane w suchej terapii ran

Suche opatrywanie ran stosuje się w [37:

Ranach pooperacyjnych

Mniejszych, drobnych ranach powierzchniowych

Powierzchniowych ranach ostrych o silnym wysięku

Rana gojących się pierwotnie

Niekiedy w ranach z cechami infekcji

Gaza i włókniny [37]

Gaza jest tkaniną wykonaną w całości z bawełny hydrofilowej. Obecnie jest to gaza bielona

nadtlenkowo bez chloru. Włókna charakteryzują się silnym skrętem, co zabezpiecza przed

występowaniem luźnych włókien na powierzchni gazy. Produkt ma wysoką chłonność; na rynku

krajowym występują gazy 13 i 17 nitkowe, poza nim także najbardziej chłonne 20-nitkowe. Gaza

jest z reguły wyjałowiona, ale jako tampony lub okłady stosowana może być także gaza niejałowa.


21


Rys. 7. Przykładowe gazy opatrunkowe [31]

Stosowane są także kompresy z gazy lub włókniny. Włóknina to płótno, muślin, tkanina, dzianina

lub tkanino-dzianina.

Rys. 8. Splot włókniny [31]

Dzianina - wyrób włókienniczy płaski powstający przez tworzenie rządków lub kolumienek

wzajemnie ze sobą połączonych oczek.

Tkanina to wyrób włókienniczy płaski powstający w wyniku przeplatania ze sobą (według

założonego splotu) wzajemnie prostopadłych układów nitek osnowy i wątku.

http://pl.wikipedia.org/wiki/Wyr%C3%B3b_w%C5%82%C3%B3kienniczy

http://pl.wikipedia.org/wiki/Oczko_%28dziewiarstwo%29

http://pl.wikipedia.org/wiki/Wyr%C3%B3b_w%C5%82%C3%B3kienniczy

http://pl.wikipedia.org/wiki/Splot_%28tkactwo%29

http://pl.wikipedia.org/wiki/Osnowa_%28tkactwo%29

http://pl.wikipedia.org/wiki/W%C4%85tek_tkacki


22


Proces wytwarzania tkaniny nazywa się tkaniem i wykonywany jest na krosnach tkackich (ręcznych

lub mechanicznych). Półproduktem do produkcji tkanin jest przędza tkacka.

Rys. 9. Widok przędzy tkackiej [31]

Kompresy maściowe [37]

Wspólną cechę opatrunków jest siatka nośna zaimpregnowana maścią. Opatrunki różnią się

zastosowanym materiałem nośnym (siatka bawełniana, poliestrowa, poliamidowa) i składem

maści impregnującej. Część maści zawiera składniki czynne biologicznie, część – wspomagające

gojenie. Kompresy maściowe służą do bezurazowego opatrywania ran przy otarciach, oparzeniach

i na miejsca pobrania lub nakładania przeszczepów skóry. Najczęściej wymagają opatrunków

wtórnych w formie kompresów gazowych lub włókninowych.

Opatrunki chłonne i nieprzywierające [37]

Są to kompresy kombinowane zbudowane warstwowo z różnych materiałów, co nadaje im

większą chłonność. Pozwalają na swobodną wymianę gazową, przepuszczają parę wodną, są

miękkie i łatwo je formować, dobrze wyściełają ranę. Mogą nimi być opatrunki mogą Ce spełnić

rolę bezpiecznej warstwy kontaktowej w postaci specjalnie spreparowanej włókniny lub siateczki.

http://pl.wikipedia.org/wiki/Krosno_tkackie

http://pl.wikipedia.org/wiki/Prz%C4%99dza


23


3.5. Opatrunki stosowane w wilgotnej terapii ran

Alginiany [37]

Surowcem wykorzystywanym w produkcji włókien tych opatrunków jest kwas alginowy,

pozyskiwany z glonów morskich. Wymagają opatrunku wstępnego (foelie, hydrokoloidy, pianki). Z

reguły są to delikatne i wysokochłonne materiały opatrunkowe. Pojemność chłonna zawiera się w

granicach 15-20 g/g alginianu. Spotyka się alginiany wapniowe i wapniowo-sodowe w formie

kompresów lub sznurów – taśm.

Mechanizm działania opatrunków alginianowych polega na zdolności włókien do przechodzenia w

formę żelową w zetknięciu z jonami sodowymi z krwi lub wydzieliny rany wskutek wymiany z

jonami wapnia. Suche kompresy wchłaniają wydzielinę z rany. Włókna absorbują dużą ilość

wydzieliny, puchną i przekształcają się w wilgotny żel, który wypełnia i dokładni pokrywa dno rany.

Zarazki znajdujące się w wydzielinie są zamykane w strukturze żelu. Im więcej wydzieliny, tym

szybciej dochodzi do tworzenia się żelu. Możliwe jest także nasycanie alginianów roztworami

leczniczymi lub dezynfekującymi.

Proces wchłaniania wydzieliny wraz z drobnoustrojami widoczny jest dzięki charakterystycznej

zmianie konsystencji i barwy opatrunku. Wilgotny opatrunek uniemożliwia wysuszenie rany i

wpływa regulująco na fizjologiczne wydzielanie z rany. Kompres nie przykleja się do rany i jego

zmiany są dla pacjentów bezbolesne. Zmiany dokonuje się co 12-24 godz., jeżeli wydzielina z rany

jest obfita, lub co 3 do 7 dni, jeżeli jest skąpa. Zmiany dokonuje się wypłukując pozostały żel i

resztki włókien za pomocą 0,9% roztworu NaCl.

Alginiany sa dobrze tolerowane przez organizmi stosowane w długotrwałym leczeniu.

Hydrokoloidy [37]

Opatrunki hydrokoloidowe zawierają chłonne hydrokoloidy zdolne do pęcznienia. Najczęściej

stosowana jest karboksymetyloceluloza, niekiedy spotyka się domieszki pektyn i żelatyny oraz

alginianów. Mają postać płytek przeznaczonych do ran powierzchniowych lub past

wykorzystywanych w ranach głębokich i drążących. Płytki mają kształty dopasowane do zranionych

okolic, np. okolicy krzyżowej, łokcia, pięty.

Hydrokoloid zatopiony jest w tzw. macierzy, którą stanowi jeden z elastomerów lub inny materiał

stabilizujący. Zewnętrzną warstwą w przypadku płytek jest folia lub pianka poliuretanowa o

zamkniętych porach. Dzięki przyczepności elastomerów płytki koga być zakładane na ranę jak


24


plaster. Wraz z wytwarzanie żelu przyczepność ta zanika w obrębie rany, a opatrunek pozostaje

umocowany na nienaruszonych końcach.

Wskutek kontaktu z wysiękiem z rany koloid przekształca się w żel, co objawia się formowaniem

części opatrunku nad raną w kształt pęcherza. Opatrunek zmienia się, kiedy pęcherz osiągnie

wielkość opatrywanej rany. Częstość zmian zależy od obfitości wydzieliny z opatrunku.

Zalety hydrokoloidów to: wilgotne środowisko w ranie, stała temperatura w ranie, pH ok. 6

zwiększające szybkość gojenia, zmniejszenie dostępu tlenu zmniejszające dolegliwości bólowe.

Opatrunki hydrowłókniste [37]

Zbudowane są z karboksymetylocelulozy sodowej przystosowanej do miękkich, nietkanych płytek.

Wchłaniają pionowo, mają bardzo własności absorpcyjne. Część wchłaniająca żeluje, a pozostała

jest sucha. Izoluje wchłonięte bakterie w strukturze utworzonego żelu.

Opatrunek znajduje zastosowanie w leczeniu ran o wydzielaniu średnim do obfitego, zarówno

czystych, jak z cechami infekcji.

Hydrożele [37]

Powstają w procesie polimeryzacji. Zawierają dużo wody, ale nie są w niej rozpuszczalne, potrafią

natomiast wiązać duże ilości wody, co jest właściwością wykorzystywaną w ich zastosowaniu jako

opatrunków.

Żele wykorzystywane w produkcji opatrunków mają różny skład. Część z nich służy jedynie do

tworzenia wilgotnego środowiska w ranie, a część do aktywnego rozmiękczania tkanek

martwiczych i oczyszczania ran. Kiedy żel wchłania płyn, poprzeczne połączenia polimerów

rozciągają się tworząc wewnątrz makrocząsteczek miejsce na wchłaniane drobnoustroje,

wydzielinę z rany i cząsteczki zapachowe. Opatrunek hydrożelowy nie potrzebuje wydzieliny do

zamiany w żel i natychmiast po położeniu tworzy wilgotny mikroklimat, zalecany jest więc do ran

słabo sączących i wysuszonych. Hydrożele nie są jednak przeznaczone do ran obficie

wydzielających i w takich przypadkach używa się tego typu opatrunku w połączeniu z kompresem

o większej wilgotności.

Wskazania do stosowania opatrunków hydrożelowych to: rany z obecnością martwicy bez dużego

wysięku, rany ziarninujące i naskórkujące, oparzenia. Okres pozostawania na skórze to 2-7 dni.


25


Opatrunki poliuretanowe [37]

Są to hydrofilowe, miękkie i elastyczne pianki poliuretanowe, samoprzylepne lub wymagające

mocowania. Występują w bardzo bogatej ofercie, jeśli chodzi o kształty. Aktywnym składnikiem

jest najczęściej hydropolimer absorpcyjny, który pochłania wysięk i pobudza ziarninowanie.

Niektóre opatrunki mają budowę dwuwarstwową, część nawet trójwarstwową, w tym specjalną

warstwę kontaktową, która zabezpiecza przed wrastaniem tkanek w strukturę pianki.

Generalnie wszystkie pianki mają bardzo dobre własności chłonne. Absorbują wysięk z rany,

utrzymują wilgoć i zapobiegają powstawaniu skrzepów. Częstość zmiany opatrunku to 2-3 dni.

Wskazania – rany po wstępnym oczyszczeniu, o wydzielaniu średnim do obfitego.

Błony półprzepuszczalne [37]

Zbudowane są z cienkiej folii poliuretanowej pokrytej warstwą kleju poliakrylowego stanowiącego

warstwę przylepną. Błony nie przepuszczają wody i zanieczyszczeń, ale są przepuszczalne dla

gazów. Część z nich tworzy wilgotne mikrośrodowisko. Stanowią skuteczną barierę przed

drobnoustrojami i chronią skórę przed uszkodzeniem. Nie pochłaniają wysięku. Stosowane są do

ran powierzchownych i z niewielkim wysiękiem, pokrywania pęcherzy, mocowania innych

opatrunków, ochrony wkłuć, ochrony miejsc pobrania przeszczepów. Czas pozostawania wynosi 5-

7 dni.

Opatrunki ze srebrem [37]

Opatrunki ze srebrem działają bakteriobójczo i w efekcie zmniejszają odczyn zapalny. Opatrunki te

mają rozmaite formy, jak: siateczki poliamidowe z wbudowanym metalicznym srebrem, pokryte

warstwą hydrofilnej maści; opatrunek hydrowłóknisty z karboksymetylocelulozą jako podłożem dla

jonów srebra; wielowarstwowe opatrunki z polietylenowej siatki ze srebrem nanokrystalicznym;

opatrunek warstwowy z aktywnym węglem impregnowanym srebrem metalicznym itd.

Opatrunki ze srebrem mogą pozostawać na ranie przez okres 3-15 dni.

Opatrunki złożone [37]

Są to najczęściej opatrunki wielowarstwowe. Należą do nich opatrunki z superabsorbentem w

warstwie wewnętrznej z zewnętrzną siateczką poliuretanu skuteczne w leczeniu chorób

przewlekłych. Podstawa działania jest ciągłe przepłukiwanie rany płynem Singera i wiązanie

wydzieliny z rany. Wytwarzają one w ranie wilgotne środowisko, rozmiękczają i absorbują tkanki


26


martwicze, wypłukują i absorbują zarazki, przyspieszają ziarninowanie, regenerują naczynia

krwionośne i włókna nerwowe.

Inna grupa to opatrunki kolagenowo-alginianowe wykorzystujące biologiczne współdziałanie obu

substancji w gojeniu ran.

Proponuje się opatrunki zbudowane z kolagenu i regenerowanej utlenionej celulozy. Są one

wyjątkowo przydatne w leczeniu ran przewlekłych bez suchej martwicy, przekształcając się pod

wpływem wysięku z rany w miękki, ulegający biodegradacji żel.

Dekstranomery [37]

Stosowanej już rzadko, zbudowane z ziaren polisacharydów, stosowane do bezpośredniej aplikacji

na rany. Oczyszczają ranę, absorbując wysięk z drobnoustrojami. Stosowane w leczeniu

zainfekowanych, wilgotnych ran.

3.6. Materiały do mocowania opatrunków

Bandaże [37, 39]

Bandaże są wykorzystywane dla mocowania opatrunku, unieruchomienia stawu lub innej części

ciała, zabezpieczania po zabiegach operacyjnych, terapii kompresyjnej stosowanej m.in. w leczeniu

przewlekłej niewydolności żylnej.

Bandaże wykonywane są z bawełny i/lub wiskozy, niekiedy z domieszką włókien poliamidowych

lub poliestrowych. Bandaże mogą być od nierozciągliwych do znacznie rozciągliwych, mieć

szerokość od 2 do 20 cm i długość od 4 do 20 cm.

Rękawy (pończochy) [37, 39]

Rękawy opatrunkowe mogą mieć formę rękawów dzianych lub siatkowych.

Rękawy dziane sporządzone są z przędzy bawełnianej i/lub celulozowej. Łatwo dostosowują się do

kształtu ciała, są rozciągliwe i podążają za ruchami stawów, znakomicie przepuszczają powietrze,

są dobrze tolerowane przez skórę. Łatwo dają się nakładać, można je także używać wielokrotnie.

Ich zastosowanie to szybkie nakładanie opatrunków mankietowych, podtrzymywanie opatrunków,

opatrunki wyciągowe i wyściółka pod gips, do powlekania szyn i jako opatrunki na kończyny dolne.


27


Przylepce, plastry i włókniny samoprzylepne [37, 39]

Przylepce to samoprzylepne taśmy służące najczęściej do mocowania opatrunków, do mocowania

sond, cewników i drenów. Stosowane są także specjalne przylepce do sklejania ran ciętych,

zastępujące szwy chirurgiczne. Stosowane są także w medycynie sportowej profilaktycznie lub

leczniczo dla stabilizacji stawów i zabezpieczenia wiązadeł oraz ścięgien.

Przylepców możemy używać zarówno w przypadku mocowania kompresów z gazy lub włókniny,

bądź też płytek. Do zabezpieczenia ran pooperacyjnych stosuje się plastry chirurgiczne z warstwą

chłonną i obwódką samoprzylepną.

Jako kleje stosowane są masa kauczukowo-cynkowa z tlenkiem cynku, ze sztucznego kauczuku lub

poliakrylowa. Te ostatnie są zalecane osobom mającym skłonności do alergii.

Chusty trójkątne [37, 39]

Chusty trójkątne stosowane są do wygodnego mocowania opatrunków. Technika ich zakładania

jest bardzo prosta, co skraca czas opatrywania. Chusty używane są zwłaszcza w ratownictwie

drogowym.

3.7. Opatrunki unieruchamiające

Unieruchamianie transportowe [37, 39]

Stosowane są:

w urazach kończyny górnej – chusty, bandaże, szyny Kramera

w urazach kończyny dolnej – bandaż elastyczny i szyny Kramera

w urazach kręgosłupa – zwinięty koc, kołnierz z waty i opaski elastycznej

Opatrunki gipsowe [37, 39]

Stosowane są w złamaniach, zwichnięciach, stłuczeniach, skręceniach, ranach i w stanach

zapalnych. Przeciwwskazania to podeszły wiek, ciężki stan ogólny, zapalenie płuc, urazy brzucha

lub czaszki, rozległe stany zapalne skóry, rozległe oparzenia, uczulenie na gips.

Opatrunki mogą być typowe, zakładane w ustawieniu fizjologicznym kończyny, lub nietypowe w

wymuszonych zestawieniach stawu. Opatrunki specjalne to gips wiszący Caldwella w leczeniu

złamań szyjki lub trzonu kości ramiennej, ze skrzyżowaniem kończyn lub mostowe.

Najczęściej stosowane opatrunki gipsowe to:


28


obręcz barkowa i kończyna górna – gips Desaulta, gips Velpeau, odwodzący, ramienny,

ósemka gipsowa i inne,

kręgosłup – typu Minerwa, gorset Jevetta

obręcz miedniczna i kończyna dolna – biodrowy, udowy, buty gipsowe.

Opatrunki unieruchamiające syntetyczne [37, 39]

Opatrunki termoplastyczne są złożone z syntetycznej tkaniny poliestrowej połączonej z

poliestrowym tworzywem termoplastycznym. Zanurzenie w ciepłej wodzie aktywuje działanie

opatrunku termoplastycznego, który staje się łatwy do modelowania. Czas nakładania wielu

warstw opatrunku do 3 minuty, natomiast po 5 minutach opatrunek twardnieje tworząc stałe silne

usztywnienie, obciążalne po 20 minutach. Po odgrzaniu można go ponownie modelować. Gotowy

opatrunek wytrzymuje temperatury do 50ºC, nie przepuszcza powietrza i pary wodnej, jest

wodoodporny.

Opatrunki z włókna szklanego składają się z z tkaniny zawierającej włókna szklane impregnowane

żywicą poliuretanową uaktywnianą przez kontakt z wodą. Do czasu użycia opatrunek jest

przechowywany w hermetycznie zamkniętym worku. Po wyjęciu opatrunek zanurzany jest w

wodzie i następnie twardnieje po 3-5 minutach.

Opatrunki unieruchamiające wykonane z opasek nasycanych żywicami poliuretanowymi należą do

tzw. opasek półsztywnych posiadających pamięć kształtu. Opaska typu soft cast składa się z

tkaniny z włókna szklanego impregnowanej żywicą poliuretanową, która zawiera składnik

rozpuszczalny w wodzie. Reakcja chemiczna z wodą powoduje utrwalenie bieżącego kształtu z

zachowaniem jednak pewnej giętkości.

Szyny ortopedyczne z tworzyw termoplastycznych pozwalają na łatwe dopasowanie do kształtu

kończyny bez ryzyka odleżyn, po podgrzaniu do 60ºC. Przezroczystość ułatwia nastawianie.


29


4. Materiały na instrumentarium chirurgiczne

Potrzeba stosowania narzędzi chirurgicznych pojawiła się z chwilą zrealizowania przez lekarzy

zamysłu spenetrowania wnętrza ciała ludzkiego w celu zrekonstruowania tkanek uszkodzonych w

wyniku urazu lub zmienionych chorobowo.

Do głównych cech wyróżniających pod względem konstrukcji i eksploatacji instrumentarium

chirurgiczne zalicza się [7, 40, 41]:

wysoką niezawodność;

bezpieczeństwo użycia dla operatora i pacjenta oraz łatwość obsługi;

określony zespół własności mechanicznych tworzywa;

geometrię instrumentarium przydatną do prowadzenia określonego zabiegu;

odporność na korozję w warunkach eksploatacyjnych;

konstrukcję umożliwiającą całkowitą sterylizację instrumentarium;

ergonomiczność oraz estetykę konstrukcji i wykonania;

Ze względu na dużą różnorodność instrumentarium chirurgicznego nazewnictwo stosowane do

jego określenia jest bardzo bogate. Zasady nazewnictwa zostały określone przez Polski Komitet

Normalizacji i Miar. Nazwa narzędzia medycznego zawiera zwykle więcej niż jedno słowo i określa

na ogół [41]:

- rodzaj narzędzia, np. nożyk, kleszczyki;

- cechy charakterystyczne narzędzia, np. nóż brzuszasty;

- podstawowe zastosowanie narzędzia, np. kleszczyki naczyniowe;

- typ narzędzia charakteryzowany nazwiskiem jego twórcy, np. kleszczyki naczyniowe

typu Kocher (kochery);

- rodzaj uchwytu narzędzia, np. nazwa kleszczyki oznacza narzędzie, które zakleszczyło się za

pomocą palców, nazwa zaś kleszcze oznacza narzędzie zakleszczane całą dłonią.

Bardzo duża liczba stosowanych narzędzi chirurgicznych wynika z różnorodności funkcji, jakie są

spełniane przez nie oraz dodatkowo z ich zróżnicowania w zależności od miejsca dokonywanych

operacji, rodzaju tkanek i wielkości pola operacyjnego (Rys. 1 i 2) [27].


30


Rys. 10. Przykłady narzędzi bezprzegubowych: a) hak odciągający typu Richardson; b) haczyk [40]

Rys. 11. Przykłady narzędzi: a) jednoprzegubowego – igłotrzymacz typu Hegar; b) wieloprzegubowego – nożyce do

cięcia żeber typu Stille – Liston [40]

Narzędzia chirurgiczne można klasyfikować wg różnych kryteriów. Jedną z podstawowych

klasyfikacji jest ich podział ze względu na grupy przeznaczenia medycznego. Podział ten obejmuje

narzędzia [41]:

anatomiczne (służą do wykonywania sekcji zwłok, charakteryzują się prostą, masywną

budową oraz dużą trwałością);

chirurgiczne ogólne (uniwersalne zastosowanie we wszystkich dziedzinach medycyny);

chirurgiczne specjalistyczne (zaliczamy tu narzędzia powstałe w wyniku udoskonaleń

narzędzi chirurgicznych ogólnych, kształty i wielkość części roboczych oraz chwytowych

ulegały modyfikacjom w zależności od miejsca użycia);

weterynaryjne (służą do operowania zwierząt, odznaczają się dużą różnorodnością cech

geometrycznych ze względu na zróżnicowaną wielkość zwierząt);


31


Powyżej wymieniono tylko te najważniejsze kryteria podziału narzędzi chirurgicznych. Jest jeszcze

wiele innych, dokonywanych opierając się na ich cechach funkcjonalno – konstrukcyjnych.

Analizując podział funkcjonalny narzędzi chirurgicznych można wyróżnić [41]:

narzędzia tnące (służą do krwawego rozdzielania tkanek);

narzędzia chwytające (umożliwiają uchwycenie i przytrzymanie w określonym celu

wybranej tkanki lub materiałów pomocniczych);

narzędzia przemieszczające (rozwierające, podnoszące);

narzędzia kłujące (służą do nakłuwania tkanek w celach diagnostycznych lub zabiegowych);

inne – narzędzia uderzające, zgłębiające, naciągające;

Warunki użytkowania instrumentarium medycznego decydują o doborze tworzyw stosowanych do

wyrobu poszczególnych elementów składowych narzędzi, tak by ich eksploatacja spełniała wymogi

funkcjonalności, bezpieczeństwa i niezawodności. Właściwy dobór materiałów na instrumentarium

wynika ze spełnienia kryteriów, które powinny zapewnić [40]:

odporność na korozję w warunkach użytkowania;

odpowiedni zespół własności mechanicznych;

niezawodność pracy i stabilność własności w określonym czasie eksploatacji;

Doboru materiałów na elementy narzędzi dokonać można wykorzystując normę

PN-EN 10088-1:1998 [42], która obejmuje wszystkie gatunki stali odpornych na korozję. Norma ta

zawiera różne gatunki odpowiadające swym składem chemicznym stalom zalecanym do

stosowania na narzędzia chirurgiczne przez normę ISO [43].

Stale na narzędzia chirurgiczne wywodzące się z grupy wysokostopowych stali odpornych na

korozję sklasyfikowane zostały w trzech zasadniczych grupach. Klasyfikacja uwzględnia kryterium

struktury w stanie użytkowania i wyróżnia następujące grupy [40]:

stale martenzytyczne;

stale ferrytyczne;

stale austenityczne;

Stale te posiadają jako główne składniki chrom, nikiel i mangan, a także molibden, krzem i wanad

jako pozostałe dodatki stopowe, różnią się miedzy sobą w zasadniczy sposób stężeniem węgla.

Dokładne omówienie powyższych grup materiałów zostało przeprowadzone w rozdziale VI.

Narzędzia chirurgiczne należą do grupy narzędzi najczęściej stosowanych w praktyce klinicznej.

Analizując budowę można wyróżnić następujące ich elementy składowe [41]:


32


część roboczą – element narzędzia bezpośrednio czynny w trakcie zabiegu oraz stykający

się z tkankami lub materiałami pomocniczymi, które stosowane są podczas operacji

(tampony, igły do szycia) (Rys. 12 -14);

część chwytową (rękojeść) – część służącą do trzymania narzędzia palcami, całą dłonią lub

oburącz w trakcie wykonywania zabiegu, przy jednoczesnym wykonywaniu określonych

czynności roboczych (Rys. 15 i 16);

złącze – spełnia funkcję łącznika części roboczej i chwytowej, umożliwiając jednocześnie

przeniesienie napędu (siły ręki lub palców) na operowane tkanki w celu ich przytrzymania,

cięcia lub przekłucia (Rys. 17);

elementy specjalne – zalicza się do nich zapadki oraz elementy sprężyste, które nie

występują we wszystkich narzędziach (Rys. 18);

Rys. 12. Przykłady narzędzi chirurgicznych o ostrych częściach roboczych: a) nóż chirurgiczny typu Virchow, b)

odgryzacz kostny typu Mead, c) kleszcze do ciecia kości typu Cleveland [44]


33


Rys. 13. Przykłady narzędzi chirurgicznych o gładkich częściach roboczych: a) hak chirurgiczny trójłyżkowy typu

Collin, b) łopatka jelitowa typu Reverdin [44]

Rys. 14. Przykłady narzędzi chirurgicznych o częściach roboczych z nacięciami: a) kleszczyki naczyniowe typu

Overholt – Martin, b) igłotrzymacz typu Crile [44]


34


Rys. 15. Przykłady uchwytów narzędzi chirurgicznych jednoczęściowych: a) hak chirurgiczny typu Mikulicz, b)

skalpel, c) skrobaczka kostna typu Bruns [44]

Rys. 16. Przykłady uchwytów narzędzi chirurgicznych dwuczęściowych: a) kleszcze porodowe McLean – Luikart, b)

pinceta typu Standard, c) nożyczki chirurgiczne typu Mayo – Stille, d) kleszcze do cięcia kości typu Stille – Liston [44]


35


Rys. 17. Zastosowanie złącza prostego do połączenia rękojeści skalpela z wymiennym brzeszczotem [44]

Rys. 18. Przykłady narzędzi dwuczęściowych wyposażonych w elementy specjalne: a) sprężyna płaska w kleszczach

do trzymania odłamów kostnych typu Frosch, b) sprężyna płaska w kleszczach do ciecia kości typu Markwalder, c)

sprężyna płaska podwójna w igłotrzymaczu typu Hösel, d) sprężyna naciskowa w zaciskaczu do naczyń

krwionośnych typu Buldog [41,44]


36


5. Techniki inżynierii powierzchni

5.1. Techniki wytwarzania

W celu poprawy właściwości i wydłużenia czasu eksploatacji implantowanych biomateriałów

wykorzystuje się szereg technik inżynierii powierzchni. Metody chemiczne, fizyczne i mechaniczne,

umożliwiają odpowiedni dobór składu chemicznego, struktury i funkcji biologicznych warstwy

wierzchniej. Należą do nich:

obróbki jarzeniowe,

technologie laserowe (PLD-Pulsed Laser Deposition),

metody zol-żel,

metody nanoszenia z fazy gazowej PVD (Physical Vapour Deposition) lub

CVD (Chemical Vapour Deposition),

procesy natryskiwania cieplnego (Plasma Spraying),

elektroforeza,

wytwarzanie warstw kompozytowych w procesach dwustopniowych.

Powłoki metalowe wytwarza się najczęściej metodą: galwaniczną, zanurzeniową, natryskową,

przez platerowanie, implantacja jonów, techniki laserowe. Wszystkie otrzymywane warstewki

powinny spełniać określone wymagania, muszą być szczelne, nieprzepuszczalne, powinny posiadać

dobrą przyczepność do podłoża i zdolność krycia powierzchni. Istotną rolę dla uzyskania powłok

odpowiedniej jakości odgrywa dokładne przygotowanie powierzchni pokrywanego metalu oraz

przestrzeganie warunków technologicznych procesu nanoszenia warstwy. Przygotowanie

powierzchni polega na oczyszczaniu, tj usunięciu zanieczyszczeń, zgorzeliny, produktów korozji,

usunięciu nierówności ewentualnie nadanie odpowiedniej gładkości, oraz odtłuszczanie.

Bezpośrednio po tych zabiegach powinny być nakładane warstwy, aby nie dopuścić do pokrycia się

oczyszczonej powierzchni produktami korozji [45].

Obróbki jarzeniowe

Wiadomo, że tytan ma duże powinowactwo chemiczne do azotu, tlenu i węgla, szczególnie gdy

występują one w postaci atomowej, co ma miejsce w warunkach wyładowania jarzeniowego [46].


37


Rys. 19. Schemat urządzenia do azotowania jarzeniowego: 1 - komora, 2 - zasilacz

elektryczny, 3 - wsad, 4 - dozownik gazów, 5 - pompa próżniowa [47]

Przez obróbki jarzeniowe należy rozumieć zarówno technologie azotowania, węgloazotowania, jak

też procesy borowania, nawęglania [48], czy też metody PACVD (Plasma Assisted Chemical Vapour

Deposition), tj. osadzania warstw powierzchniowych z fazy gazowej z udziałem reakcji chemicznych

w warunkach aktywacji elektrycznej środowiska gazowego, mające na celu wytworzenie twardych

warstw powierzchniowych, m.in. węglików, azotków, borków, tlenków pierwiastków metali

przejściowych [46]. Różne parametry procesu, ze względu na różne stosowane mieszaniny gazowe,

umożliwiają modyfikację składu chemicznego, fazowego, a także morfologii powierzchni, które w

istotny sposób wpływają na biozgodność i adhezję narastającej tkanki.

Najbardziej znany i szeroko stosowany w przemyśle jest proces azotowania jarzeniowego, którego

schemat przedstawia Rys. 19. Istotą procesu jest wprowadzenie do warstwy wierzchniej azotu,

który wiąże się z żelazem oraz dodatkami stopowymi, zwłaszcza aluminium, tworząc dyfuzyjną

warstewkę azotków. Największą rolę w tworzeniu warstwy odgrywają azot atomowy i jony N+ i N2+

[46]. Otrzymana warstewka charakteryzuje się dobrą przyczepnością, odpornością na ścieranie,

twardością powierzchniową od 1200÷2300 HV0.02. Grubość warstw otrzymywanych w

temperaturze 730°C kształtuje się w granicach 12÷15 μm, w 850°C około 45 μm, a w 1000°C - 55

μm, zaś węgloazotowanych około 45 μm po 4 godz. obróbki [49]. Chropowatość, która jest

istotnym czynnikiem wpływającym na proces przylegania i wzrostu tkanki, zawiera się w granicach


38


1,5÷3,2 μm,w zależności od temperatury procesu. Najniższą chropowatością charakteryzują się

warstwy wytwarzane w temperaturze 730°C [50].

Technologie laserowe

Obróbka laserowa znajduje coraz szersze zastosowanie w przemyśle, a także w medycynie.

Promieniowanie laserowe może być wykorzystywane do oczyszczania powierzchni, hartowania,

przetapiania, stopowania powierzchniowego, azotowania, nawęglania, naborowywania itd. Za

pomocą promieniowania impulsowego o wysokim natężeniu (109 – 1010 W/cm2) można łatwo

generować fale uderzeniowe w ciałach stałych [51 - 53]. Jedną z metod modyfikacji warstwy

wierzchniej jest laserowe nadtapianie powierzchni z jednoczesnym domieszkowaniem

pierwiastków chemicznych lub faz. W zależności od sposobu nanoszenia materiału proces

laserowego nadtapiania powłok może być przeprowadzony dwustopniowo lub jednostopniowo.

Rys. 2. Przykłady zastosowania obróbki laserowej

Metoda zol-żel

Proces wytwarzania materiałów ceramicznych polegający na przejściu układu z ciekłego zolu

(zazwyczaj koloidalnego) w fazę stałego żelu , umożliwiający wytwarzanie ceramiki w rozmaitych

postaciach. Schemat przemian możliwych do wykonania w procesie zol-żel przedstawia Rys. 21. W

przypadku biomateriałów prace dotyczące tej metody koncentrują się głównie nad bioceramikami

bazującymi na Al2O3, a także na powłokach zawierających amorficzne i krystaliczne fosforany

wapnia. Uzyskana powłoka ma grubość ok 1 μm.


39


Rys. 21. Schemat przemian możliwych do wykonania w procesie zol-żel

Do zalet metody zel-żel należą:

- dokładne sterowanie mikrostrukturą naniesionej powłoki, objętością i wielkością porów,

- we wszystkich etapach otrzymywania materiału ceramicznego nie ma potrzeby stosowania

wysokich temperatur,

- odpowiednio przeprowadzona obróbka cieplna daje gwarancję dobrej przyczepności ceramiki do

podłoża,

- możliwość nanoszenia powłok jedno- i wieloskładnikowych.

Największą zaletą powłok otrzymywanych metodą zol-żel jest możliwość samorzutnego tworzenia

się warstewek hydroksyapatytu w kontakcie z płynem fizjologicznym.

Pomimo licznych zalet do głównych wad metody zol-żel należą:

- wysoki koszt surowca,

- duży skurcz podczas obróbki,

- pozostałości grup hydroksylowych i węgla [54].

Metody natryskiwania cieplnego

Metoda natryskiwania cieplnego polega na stopieniu i rozpyleniu metalu powłokowego na drobne

cząstki w specjalnym urządzeniu – palniku do natryskiwania, a następnie nadaniu im takiej

prędkości przy wylocie z palnika, aby uderzając w pokrywaną powierzchnię miały energię

wystarczającą do przyczepienia się do niej [45]. Schemat tworzenia się powłoki natryskiwanej

cieplnie przedstawia Rys. 22. Źródłem ciepła niezbędnym do stopienia metalu w postaci drutu,

proszku lub taśmy, może być płomień gazu, łuk elektryczny lub łuk plazmowy. Metoda


40


natryskiwania cieplnego znalazła zastosowanie przede wszystkim do nanoszenia powłok

hydroksyapatytowych na implantach kostnych.

W metodzie tej duży problem stanowi zapewnienie dobrej przyczepności powłoki hydroksyapatytu

do implantu tytanowego. Również odpowiedni dobór warunków uzyskiwania warstewki

hydroksyapatytu stanowi istotny problem; materiał pod wpływem wysokich temperatur w zakresie

ziarnistości od 20-120 μm ulega przynajmniej powierzchniowemu nadtopieniu, a uzyskane warstwy

są niejednorodne pod względem składu fazowego i zawierają, niekorzystnie wpływające na

trwałość powłok hydroksyapatytowych, amorficzne fosforany wapnia.

Rys. 22. Schemat tworzenia się powłoki natryskiwanej cieplnie, 1- lot cząstki w kierunku natryskiwanej

powierzchni, 2- cząstki metalu i warstewek tlenkowych tworzące natryskiwaną powłokę [45]

W zależności od użytej technologii natryskiwania i urządzenia, nałożone powłoki hydroksyapatytu

mogą mieć grubość od 0,05 do 0,2 mm w jednym przejściu. Uzyskiwane warstewki łączą wysoką

wytrzymałość mechaniczną implantów, z bardzo dobrą biozgodnością i bioaktywnością. Powłoki

zawierające węgliki chromu, tytanu i wolframu z metaliczną osnową charakteryzują się wysoką

odpornością na zużycie ścierne, abrazyjne i erozyjne [55]. W wyniku obróbki cieplnej,

przeprowadzanej po natryskiwaniu plazmowym, polegającej na wygrzewaniu w temperaturze

950°C, kształtuje się strukturę i właściwości powłok hydroksyapatytowych. W wyniku tej obróbki w

powłoce wzrasta zawartość fosforanów wapnia. Jednocześnie tak otrzymana powłoka

hydroksyapatytu o grubości ok 100 μm zapewnia odizolowanie się tkanek od składników

metalicznego implantu.

Metody PVD

Techniki PVD (Physical Vapour Deposition) opierają się na wykorzystaniu różnych zjawisk fizycznych


41


przebiegających w obniżonym ciśnieniu pozwalających na utworzenie się nowej warstwy (Rys. 23).

Odparowany w drodze ablacji materiał ceramiczny o dużej biozgodności kieruje się w postaci strugi

na podłoże, którym jest implant, wytwarzając cienką, biozgodną powłokę o dobrej przyczepności

[49]. Powstaje ona w wyniku naparowania bądź napylenia uzyskanych wcześniej par metali lub

stopów. Technika ta pozwala tworzyć bardzo zróżnicowane warstwy przy użyciu najrozmaitszych

pierwiastków, a także zapewnia wysoką przyczepność wytwarzanych powłok do podłoża.

Rys. 23. Schemat procesu PVD – nanoszenie warstw Al przez odparowanie

grzaniem oporowym stałego Al w próżni

Charakteryzują się one na ogół dużą twardością, zwiększoną kruchością, odpornością na

temperaturę i zużycie tribologiczne. Połączenie naniesionej powłoki i podłoża ma charakter

adhezyjny i zależy od czystości podłoża, dlatego też stosuje się chemiczne (zgrubne) i jonowe

(dokładne) metody oczyszczania powierzchni.

Metody CVD

Techniki CVD (Chemical Vapour Deposition) polegające na osadzaniu warstwy z fazy gazowej z

udziałem reakcji chemicznych stosuje się dla wytworzenia warstw antyściernych i antykorozyjnych

[49]. Są to procesy wysokotemperaturowe pozwalające na wytworzenie takich warstw jak: węglik

tytanu TiC, azotek tytanu TiN, a także szeregu warstw wieloskładnikowych lub kompozytowych.

W technologiach CVD warstwy powstają dzięki procesom chemicznym zachodzącym w gazach

dostarczanych z zewnętrz (pod ciśnieniem atmosferycznym lub niewiele obniżonym) do komory


42


reakcyjnej.

Istotne jest, że do aktywacji syntezy TiN konieczna jest bardzo wysoka temperatura, w granicach

950-1100°C. Ogranicza to rodzaje podłoża, na które mogą być nanoszone warstwy węglików

spiekanych.

Prekursory w formie gazu lub pary doprowadza się do komory reaktora najczęściej za pomocą tzw.

gazów nośnych obojętnych (np. argon, hel) lub gazów nośnych, które mogą brać udział w reakcjach

chemicznych prowadzących do powstania warstw (np. azot, metan, wodór, amoniak) lub

mieszaniny tych gazów. Przykładowe zastosowanie: nanoszenie warstw azotku tytanu (TiN) lub

węglika tytanu (TiC) na powierzchnię narzędzi skrawających wykonanych z węglików spiekanych.

Warstwy te mają bardzo wysoką twardość oraz odporność na ścieranie, przez co diametralnie

zwiększają żywotność narzędzi. Uwaga - metoda CVD nie sprawdza się w przypadku gotowych

narzędzi wykonanych ze stali narzędziowych. Stale te są już obrobione cieplnie, tak więc

długotrwałe oddziaływanie temperatury występującej w procesie CVD wpływa niekorzystnie na ich

strukturę. W takim przypadku stosuje się metodę PVD.

Elektroforeza

Elektroforeza jest zjawiskiem elektrokinetycznym, w którym pod wpływem przyłożonego pola

elektrycznego przemieszczają się makrocząsteczki obdarzone niezrównoważonym ładunkiem

elektrycznym. Prędkość przemieszczania się naładowanej elektrycznie makrocząsteczki zależy od

jej ładunku, rozmiaru, kształtu oraz oporów ruchu środowiska.

Wykorzystując te zależności można dokonać szybkiej separacji różnych makrocząsteczek przy

zastosowaniu stosunkowo prostych urządzeń i przy relatywnie niskim nakładzie kosztów. Te

względy zadecydowały o powszechności zastosowań technik elektroforetycznych.

Istotnymi czynnikami wpływającymi na przebieg procesu elektroforezy są właściwości elektrolitu,

tj. jego siła jonowa oraz wartość pH. W początkowej fazie, gdy odległości pomiędzy jonami są

duże, obserwuje się wzrost przewodności jonowej elektrolitu związany ze wzrostem liczby

nośników ładunku elektrycznego. Jednak dalszy wzrost siły jonowej prowadzi do tak dużego

zagęszczenia jonów, że decydującą rolę w ich ruchu w polu elektrycznym zaczyna odgrywać tarcie

występujące pomiędzy jonami. Przewodnictwo elektryczne elektrolitu w tych warunkach znacznie

spada. Dlatego ważnym czynnikiem jest skład elektrolitu. Przy zbyt wysokim stężeniu jonów

następuje ograniczenie ich ruchliwości, przy zbyt niskim można zaobserwować niedobór nośników

ładunku elektrycznego i związany z tym wzrost oporności elektrycznej [56].


43


Kolejnym elementem wpływającym na proces elektroforezy są parametry elektryczne, dzięki

którym zachodzi cały proces. Siła, z jaką pole to oddziałuje na ładunek elektryczny jonu, jest

proporcjonalna do natężenia tego pola (E [V/m]), a ta wielkość jest z kolei proporcjonalna do

napięcia U [V] przyłożonego do elektrod. W wyniku procesu wydziela się ciepło, który stanowi

poważny problem. Utrzymywanie temperatury na zadanym poziomie, odpowiednim dla danego

procesu, jest konieczne dla osiągnięcia zadowalających i powtarzalnych rezultatów

elektroforetycznej separacji makromolekuł. Uwolnione ciepło może przyczynić się do powstawania

prądów konwekcyjnych w całej objętości i, co za tym idzie, mogą pojawiać się nieregularności w

sieciowaniu i porowatości nośnika.

Powłoki hybrydowe

Łagodne warunki procesu zol-żel, a w szczególności niska temperatura, umożliwiają wprowadzenie

molekuł organicznych do sieci nieorganicznej. Obecność fazy organicznej i nieorganicznej

wymieszanych na poziomie molekularnym lub w skali nanometrycznej, stała się podstawą

zdefiniowania nowej klasy materiałów, tzw. hybrydowych organiczno –nieorganicznych

nanokompozytów. Organiczno-nieorganiczne materiały hybrydowe otrzymane metodą zol-żel

znane są również pod takimi nazwami jak ORMOSILs (ORganically MOdified SILicates) lub

ORMOCERs (ORganically Modified CERamics).

Istotną zaletą materiałów hybrydowych jest unikalna kombinacja właściwości, których nie można

osiągnąć w tradycyjnych kompozytach (w skali makro), czy też w konwencjonalnych materiałach.

Szkielet nieorganiczny może być modyfikowany poprzez użycie alkoholanów krzemu, metali grup

głównych, czy też metali grup przejściowych, co wpływa głównie na właściwości mechaniczne,

optyczne i termiczne materiału. Natomiast część organiczna odpowiadająca za elastyczność i

przetwarzalność materiałów, może być modyfikowana przez selektywny wybór z licznie

dostępnych alkoksysilanów, organicznych monomerów czy polimerów.

5.2. Metody pasywacji powierzchni biomateriałów

Dobre właściwości biomateriały metalowe zawdzięczają m.in. warstwie szczelnie przylegającej

warstwie tlenków - warstewce pasywnej, która samorzutnie powstaje na powierzchni metalu. Stan

podwyższonej odporności korozyjnej metalu aktywnego w wyniku utworzenia na powierzchni

stabilnej, w określonych środowiskach, pH, oraz przy danym potencjale, warstewki produktów

korozji określa się mianem pasywności. Występuje również definicja pasywności, określająca

pasywność jako zmianę elektrochemicznych własności metali i stopów, wynikającą z przejścia ze


44


stanu aktywnego w mniej aktywny, zbliżony do metali szlachetnych [37]. Wolfram, chrom,

molibden, tytan i cyrkon stanowią przykład metali pasywujących się, tworzących na powierzchni

metalu niewidoczną warstewkę tlenków.

Rys. 24. Krzywa polaryzacji żelaza w kwasie siarkowym [57]

Wpływ warstewki pasywnej na korozję metalu można ujawnić przy pomocy tzw. Krzywych

polaryzacji. Uzyskuje się je prowadząc badania w ogniwie galwanicznym, w którym jedną z elektrod

stanowi badany metal, drugą zaś jest elektroda niekorodująca (np. platyna). Na Rys. 24 pokazana

jest krzywa zmiany gęstości prądu pod wpływem polaryzacji (zmiany potencjału badanej elektrody)

powodująca przesunięcie potencjału dodatniego w kierunku dodatnim (0,5-2 V). Istnienie obszaru

o bardzo małej gęstości prądu wyjaśniane jest utworzeniem warstewki pasywnej, stanowiącej

barierę uniemożliwiającą przebieg reakcji elektrochemicznej korozji.

Elektrochemiczne własności chromu są zbliżone do właściwości Fe, jednakże różnią się w

zdecydowanie potencjałem pasywacji, który dla chromu jest znacznie niższy. Cr pasywuje się

znacznie szybciej niż Fe. W przypadku stali odpornej na korozję następuje bardzo łatwa pasywacja ,

która wywołana jest obecnością chromu i niklu, tworzących szybko szczelne tlenki. Stal uzyskuje

zdolność pasywacji przy zawartości 12-16 %Cr, przy której następuje przesunięcie potencjału

pasywacji do wartości typowych dla chromu. Na poprawę odporności na korozję ma wpływ prąd

korozyjny, który jest stukrotnie mniejszy niż w przypadku czystego żelaza. Pierwszym etapem

procesu pasywacji jest najprawdopodobniej uzyskanie chemisorpcyjnej warstewki tlenku. Uzyskana

grubość pasywnych warstewek tlenków wynosi od kilku do kilkunastu lub kilkudziesięciu


45


nanometrów, ale sztuczna pasywacja może doprowadzić nawet do warstw znacznie grubszych.

Na tytanie i jego stopach samorzutnie tworzy się zwarta i jednorodna warstewka tlenkowa,

charakteryzująca się niskim przewodnictwem elektrycznym, termodynamiczną stabilnością i słabą

tendencją do przechodzenia w stan jonowy. Zapewnia wysoką odporność na korozję, a jej grubość

nie przekracza 10 nm. W celu ujednorodnienia warstewki tlenku tytanu i wzrostu odporności na

działanie biologicznego środowiska, stopy tytanu poddawane są zabiegom uszlachetniania, które

składają się z jednego lub wielu zabiegów obróbki powierzchni. Do tych zabiegów należy:

polerowanie, anodowanie, pasywacja, azotowanie, pokrywanie powłokami diamentopochodnymi

oraz hydroksyapatytowymi [58, 59]. Obróbki te warunkują odpowiednią grubość, chropowatość

oraz topografię warstw tlenkowych powstałych na stopach tytanu.

Utlenianie elektrochemiczne

Niekorzystnw, ze względu na możliwość rozwoju korozji szczelinowej, jest wykończenie elementów

tytanowych na połysk lustrzany. Natomiast w wyniku anodowania uzyskuje się warstwę pasywną,

najczęściej tlenkową, na powierzchni metali i stopów. Proces anodowania jest procesem

wytwarzania warstw pasywnych na powierzchni metalu lub stopu i przeprowadzany jest w

środowisku wodnych elektrolitów i jednoczesnego oddziaływania pola elektrycznego. Schemat

procesu anodowania przedstawia rys. 25.

Rys. 25. Schemat procesu anodowania

Utlenianie anodowe można przeprowadzić trzema metodami:


46


metodą galwanostatyczną (utlenianie przy stałej gęstości prądu),

metoda potencjostatyczną (przy stałej wartości potencjału),

metodą kombinowaną (początkowo przy stałym prądzie, a następnie w warunkach

potencjostatycznych).

Struktura i właściwości warstw tlenkowych powstałych w wyniku utleniania zależą od:

metody wytwarzania i parametrów procesu,

rodzaju elektrolitu,

temperatury,

czasu utleniania.

Wytworzona warstwa pasywna składa się z części wewnętrznej, którą stanowią

niestechiometryczne tlenki typu TiO2-X i zewnętrznej części warstwy, którą stanowi amorficzny

TiO2 [49]. Warstwy tlenkowe uzyskane na tytanie wykazują słabą tendencję do przechodzenia w

stan jonowy w roztworach wodnych, niskim przewodnictwem elektrycznym i termodynamiczną

stabilnością [60].

Rys. 26. Morfologia powierzchni tytanu po utlenianiu anodowym przy 50A/m2, 340V [61]

Głównym czynnikiem wpływającym na szybkość formowania warstwy anodowej jest pole

elektryczne. Warstwy tlenkowe uzyskane przy napięciach niższych od 20 V są amorficzne,

natomiast w przypadku napięcia powyżej 45 V uzyskiwane są struktury mikrokrystaliczne – anataz,

brukit i rutyl [61]. Warstwy porowate (Rys. 26) uzyskiwane są w wyniku zjawiska iskrzenia

występującego podczas procesu anodowania [61, 62].

Stosowane napięcie wpływa na uzyskaną grubość warstwy tlenkowej [62], natomiast od użytego

elektrolitu zależy szybkość narastania warstwy tlenkowej, będąca wypadkową szybkości reakcji

tworzenia się warstwy tlenkowej i szybkości rozpuszczania produktów utleniania [63]. Badania


47


wykazały [59], że w przypadku środowisk kwaśnych (H3PO4, H2SO4) szybkość narastania warstwy

tlenkowej jest większa niż w roztworach alkalicznych (np.: NaOH, Ca(OH)2). Skład chemiczny

stosowanego elektrolitu ma istotny wpływ na skład chemiczny warstwy tlenkowej uzyskanej na

stopie tytanu. W przypadku, gdy elektrolitem jest kwas siarkowy, w warstwie występuje siarka

[64], natomiast gdy elektrolitem jest kwas fosforowy, wówczas w warstwie pojawia się fosfor [59,

65, 66]. Istotnym czynnikiem mającym wpływ na skład chemiczny warstwy tlenkowej jest skład

chemiczny podłoża. W wyniku zastosowania stopu tytanu Ti6Al4V w składzie chemicznym warstwy

tlenkowej występowały Al2O5 i V2O5 [67].

Od parametrów anodowania – grubości, struktury warstewki i jej własności elektrochemicznych,

zależy odporność korozyjna stopów tytanu. Najważniejszym czynnikiem wpływającym na

odporność korozyjną jest grubość warstewki utlenionej. Istnieją rozbieżne teorie dotyczące

wpływu grubości warstewki utlenionej na odporność korozyjną.

Istotnym czynnikiem, w przypadku otrzymywania warstw porowatych, jest wielkość mikroporów,

które wpływają korzystnie na wzrost twardości i chropowatości ułatwiając narastanie tkanki.

Utlenianie chemiczne

Utlenianie chemiczne jest spowodowane oddziaływaniem suchych gazów lub cieczy

nieprzewodzących prądu elektrycznego. Proces ten, w odróżnieniu od korozji elektrochemicznej,

przebiega w suchych gazach bez udziału elektrolitu. Podwyższone i wysokie temperatury

przyspieszają proces utleniania chemicznego dzięki dyfuzji jednego lub obu reagujących

substratów przez warstwę produktu. Uzyskane w ten sposób produkty korozji tworzące się na

powierzchni metali mogą być w stanie ciekłym, lotnym i gazowym, niemniej jednak ciekłe i gazowe

produkty utleniania występują sporadycznie, głównie uzyskiwane są stałe produkty tego procesu.

W pewnych warunkach proces utleniania może zachodzić również w głębi fazy metalicznej, w

wyniku rozpuszczania się w niej utleniacza; ten proces nazywa się utlenianiem wewnętrznym.

Jeżeli tworząca się na powierzchni metalu warstwa produktu reakcji przekracza już w pierwszych

sekundach powstawania grubość rzędu 100 nm, to określa się ją nazwą zgorzeliny. Jeżeli natomiast

przebieg procesu utleniania jest bardzo powolny, tak, że po upływie bardzo długiego czasu – rzędu

setek godzin – grubość warstewki produktu nie osiąga tej wartości krytycznej, to określa się ją

nazwą warstwy nalotowej. Na ogół warstwy nalotowe są zwarte i jednofazowe na całym przekroju,

a zgorzeliny – zarówno na metalach czystych, jak i stopach – wykazują budowę wielowarstwową

[68].


48


Przykładem utleniania chemicznego jest wodór powodujący „chorobę wodorową miedzi”, gdy

wnika do metalu zawierającego zanieczyszczenia tlenowe (np. Cu2O). Wytworzona w trakcie

redukcji para wodna dąży do wydobycia się z metalu i wywołuje pęknięcia.

Dwutlenek siarki i siarkowodór atakują m.in. srebro, miedź i nikiel. Powietrze i gazy spalinowe

mogą wywołać odwęglanie stali i jej utlenienie.

W układzie fazowym metal – tlenek powierzchnia graniczna działa jako anoda (reakcja Me →

Me2+ + 2e-), a zewnętrzna część warstwy tlenkowej – jako katoda (reakcja ½O2 + 2e- → O2-),

natomiast cała warstwa tlenkowa będąc półprzewodnikiem spełnia jednocześnie rolę obwodu

zewnętrznego i roztworu elektrolitu w tym ogniwie. Przebieg takiej reakcji zależy w dużym stopniu

od prężności dysocjacji (rozpadu) tlenku, będącej miarą trwałości tlenku. Własności powstałych

warstewek na metalach, a zwłaszcza jej szczelność decydują o szybkości korozji gazowej na metalu.

Czas reakcji, temperatura i ciśnienie środowiska utleniającego determinują szybkość i charakter

przebiegu tworzenia się zgorzeliny. Jeżeli proces utleniania przebiega pod ciśnieniem nie

przekraczającym prężności rozkładowej związku o wyższym stopniu utleniania metalu, to

zgorzelina jest jednofazowa. W tej samej jednak temperaturze, lecz przy ciśnieniu odpowiednio

wyższym, tworzyć się może zgorzelina dwufazowa lub nawet trójfazowa.

Zależność grubości warstwy tlenkowej tworzącej się na metalu w czasie t opisują równania

przedstawione w formie wykresu na Rys. 27.

Rys. 27. Schemat praw kinematycznych utleniania metali ; Δm- przyrost masy związanego

utleniacza , S-powierzchnia próbki metalu, t-czas [69]

O przebiegu wzrostu warstwy decyduje względna grubość warstwy i częściowo wartość stosunku

Vp/Vm, gdzie Vp jest objętością produktu reakcji, a Vm objętością metalu. Jeżeli wartość stosunku


49


Vp/Vm > 1, tworzą się warstwy o charakterze ochronnym, a wzrostowi warstwy towarzyszą

naprężenia ściskające sprzyjające utrzymaniu własności ochronnych. Jeśli natomiast Vp/Vm < 1

powstające warstwy nie mają charakteru ochronnego, w tym przypadku we wzroście warstwy

uczestniczą naprężenia rozciągające sprzyjające pękaniu.

Utlenianie hydrotermalne

Metoda hydrotermalna jest najogólniej definiowana jako heterogeniczna reakcja chemiczna

zachodząca w układzie zamkniętym pod ciśnieniem rozpuszczalnika, którym może być woda lub

rozpuszczalnik niewodny [70]. Inna definicja definiuje proces hydrotermalny jako heterogeniczną

reakcję chemiczną przebiegającą w zamkniętym systemie poniżej temperatury pokojowej i pod

ciśnieniem wody lub rozpuszczalnika niewodnego powyżej 0,1 MPa [71].


50


6. Dezynfekcja i sterylizacja

6.1. Dezynfekcja

Dezynfekcja (po polsku dosłownie oznacza odkażanie) jest to postępowanie mające na celu

maksymalne zmniejszenie liczby drobnoustrojów w odkażanym materiale [72]. Dezynfekcja niszczy

formy wegetatywne mikroorganizmów, a nie zawsze usuwa formy przetrwalnikowe.

Zdezynfekowany materiał nie musi być jałowy. Dezynfekcja, w przeciwieństwie do antyseptyki

dotyczy przedmiotów i powierzchni użytkowych.

Dezynfekcja polega na usunięciu drobnoustrojów za pomocą środków chemicznych [72, 73].

Skuteczność danego środka dezynfekcyjnego zależy od różnych czynników. Każdy czynnik musi

spełniać określone wymagania takie, jak: silnie działanie przeciwdrobnoustrojowe,

rozpuszczalność w wodzie, nietoksyczność dla człowieka i innych zwierząt, nieuleganie inaktywacji

przez połączenie ze związkami organicznymi, działanie w zakresie temperatur 20-40ºC, brak

właściwości niszczących metale, tkaniny itd., właściwości detergentowe, taniość.

Wyniki dezynfekcji zależą od trzech czynników [72]:

drobnoustroju – gatunek, liczba, aktywność fizjologiczna,

środka dezynfekcyjnego – właściwości chemiczne i fizyczne, stężenie, czas działania,

środowiska – temperatura, wilgotność, pH, obecność materii organicznej, poziom kationów

Ca2+ i Mn2+ itp.

Do dezynfekcji stosuje się metody fizyczne i chemiczne [72, 73].

Czynniki fizyczne używane do dezynfekcji to:

Para wodna - do dezynfekcji wcześniej oczyszczonego sprzętu, odzieży, unieszkodliwiania

odpadów, używa się pary wodnej w temperaturze 100-105 °C pod zmniejszonym ciśnieniem (0,5 -

0,45 atm). Pary wodnej pod normalnym ciśnieniem używa się od odkażania m.in. wyposażenia

sanitarnego.

Promieniowanie - do odkażania używa się promieni UV o długości fali 256 nm, które niszczą

drobnoustroje w powietrzu i na niezasłoniętych powierzchniach.

Czynniki chemiczne używane do dezynfekcji to:

czwartorzędowe sole amoniowe

alkohole, np. alkohol etylowy, alkohol izopropylowy

aldehydy, np. formaldehyd, aldehyd glutarowy

związki fenolowe, np. krezol, rezorcynol

biguanidy, np. chlorheksydyna

http://pl.wikipedia.org/wiki/Ja%C5%82owo%C5%9B%C4%87

http://pl.wikipedia.org/wiki/Antyseptyka

http://pl.shvoong.com/tags/polega/

http://pl.wikipedia.org/wiki/Para_wodna

http://pl.wikipedia.org/wiki/Atmosfera_fizyczna

http://pl.wikipedia.org/wiki/Ultrafiolet

http://pl.wikipedia.org/wiki/Ultrafiolet

http://pl.wikipedia.org/w/index.php?title=Czwartorz%C4%99dowe_sole_amoniowe&action=edit&redlink=1

http://pl.wikipedia.org/wiki/Alkohole

http://pl.wikipedia.org/wiki/Alkohol_etylowy

http://pl.wikipedia.org/wiki/Alkohol_izopropylowy

http://pl.wikipedia.org/wiki/Aldehydy

http://pl.wikipedia.org/wiki/Aldehyd_mr%C3%B3wkowy

http://pl.wikipedia.org/wiki/Aldehyd_glutarowy

http://pl.wikipedia.org/wiki/Fenole

http://pl.wikipedia.org/wiki/Krezol

http://pl.wikipedia.org/wiki/Rezorcyna

http://pl.wikipedia.org/w/index.php?title=Biguanidy&action=edit&redlink=1

http://pl.wikipedia.org/wiki/Chlorheksydyna


51


związki metali ciężkich, np. srebra, miedzi, rtęci

związki halogenowe, np. jodyna, chloramina, jodofory

fiolet krystaliczny (barwnik), mleczan etakrydyny (Rivanol)

utleniacze - nadtlenki, np. H2O2 lub nadmanganiany, np. nadmanganian potasu

tenzydy, np. mydła

kwasy i zasady.

Im dłuższy jest czas działania i stężenie środka dezynfekcyjnego, tym większa liczba

drobnoustrojów zostanie zniszczona. Ze względu na to, iż środki chemiczne zwykle nie działają w

środowisku suchym, ważny jest również stopień ich wilgotności, co jest szczególnie ważne w

dezynfekcji powietrza.

6.2. Sterylizacja

Niszczy ona całkowicie jakiekolwiek formy życia. Sterylizację rzadko przeprowadza się poprzez

stosowanie związków chemicznych. Jeśli już to jest to formaldehyd czy tlenek etylenu. Przeważnie

stosuje się jednak czynniki fizyczne [72].

Pasteryzacja polega na ogrzewaniu płynu do temp. 60-70ºC przez ok. 30min. Zabieg ten niszczy

wegetatywne formy bakterii, ale nie przetrwalniki. Stąd stosuje się metodę Tyndalla, która polega

na powtarzaniu pasteryzacji przez 3 dni. Wówczas formy przetrwane giną, jednak metoda czasem

zawodzi.

Gotowanie przeprowadza się w temperaturze 100ºC, nie zabija ono przetrwalników. Skuteczną

formą jest ogrzewanie w parze pod ciśnieniem w temp. 120ºC, wówczas giną i przetrwalniki.

Sterylizację tą metodą przeprowadza się w autoklawach.

Sterylizacja na sucho, to technika, którą przeprowadza się w temp. 170-180ºC w specjalnych

piecach. Tej metodzie podlega głównie szkło.

Wyżarzanie polega na wyjaławianiu przedmiotów w otwartym płomieniu, głównie przedmiotów

metalowych.

Filtracja jest to metoda polegająca na przesączaniu przez sączki, np. porcelanowe, szklane,

azbestowe lub z octanu celulozy; pory ich są małe, aby zatrzymać wszystkie bakterie.

Promieniowanie ultrafioletowe, którym sterylizuje się powierzchnie i powietrze. Nie można

jednak w ten sposób wyjaławiać opatrunków czy płynów, gdyż promienie UV są przenikliwe.

Promienie jonizujące i gamma stosowane są do sterylizacji na zimno, posiadają dużą

przenikliwość.

http://pl.wikipedia.org/wiki/Metale_ci%C4%99%C5%BCkie

http://pl.wikipedia.org/wiki/Srebro

http://pl.wikipedia.org/wiki/Mied%C5%BA

http://pl.wikipedia.org/wiki/Rt%C4%99%C4%87

http://pl.wikipedia.org/wiki/Fluorowce

http://pl.wikipedia.org/wiki/Jodyna

http://pl.wikipedia.org/wiki/Chloroamina

http://pl.wikipedia.org/wiki/Jodofory

http://pl.wikipedia.org/wiki/Fiolet_krystaliczny

http://pl.wikipedia.org/wiki/Kwas_mlekowy

http://pl.wikipedia.org/wiki/Utleniacz

http://pl.wikipedia.org/wiki/Nadtlenki

http://pl.wikipedia.org/wiki/Nadtlenek_wodoru

http://pl.wikipedia.org/wiki/Manganiany

http://pl.wikipedia.org/wiki/Manganian%28VII%29_potasu

http://pl.wikipedia.org/wiki/Surfaktanty

http://pl.wikipedia.org/wiki/Kwasy

http://pl.wikipedia.org/wiki/Zasady

http://pl.shvoong.com/tags/przeprowadza/

http://pl.shvoong.com/tags/jednak/


52


7. Materiały konstrukcyjne w zaopatrzeniu ortopedycznym

Stale oraz stopy z pamięcią kształtu należą do implantów krótkotrwałych, czyli takich, których

okres przebywania w organizmie nie powinien przekraczać dwóch lat. Stopy kobaltu oraz tytan i

jego stopy należą do implantów długotrwałych. Okres przebywania w organizmie stopów kobaltu

nie powinien przekraczać piętnastu lat, stopów tytanu zawierających wanad dwadzieścia do

dwudziestu pięciu lat, stopów bezwanadowych – ponad dwadzieścia pięć lat [13].

Interesującą grupą biomateriałów metalicznych są materiały z pamięcią kształtu. Przedstawicielem

tej grupy jest stop Ni-Ti „Nitinol”. Zjawisko pamięci kształtu polega na tym, że odkształcony

plastycznie w niższej temperaturze stop odzyskuje swój początkowy kształt w temperaturze

wyższej. Zjawisko to może być związane z [74, 75]:

jednokierunkowym efektem pamięci;

dwukierunkowym efektem pamięci;

pseudosprężystością.

W jednokierunkowym efekcie pamięci kształtu można wyróżnić dwa przypadki [74]:

1. przedmiot o pożądanym kształcie jest zbudowany z fazy macierzystej, zmienia przez

odkształcenie swą strukturę na martenzytyczną;

2. przedmiot o pożądanym kształcie jest zbudowany z fazy martenzytycznej utworzonej w

wyniku hartowania. Odkształcenie powoduje zmiany w strukturze martenzytycznej,

które przez ogrzanie usuwa się, doprowadzając strukturę do stanu początkowego.

Dwukierunkowy efekt pamięci kształtu to zjawisko cyklicznej zmiany kształtu wyłącznie w wyniku

zmian temperatury, przy czym kształt po każdym cyklu powraca do stanu wyjściowego [74, 75].

Zjawisko pseudosprężystości związane jest z odwracalną przemianą wywołaną naprężeniem

zewnętrznym [75].

Badania stopu Ni-Ti wykazały, że odporność korozyjna i biotolerancja odpowiada stali

austenitycznej [76]. Stop ten może być zatem stosowany na implanty krótkotrwałe, których okres

przebywania w organizmie nie przekracza dwóch lat [77, 78]. Obszar zastosowania implantów

metalicznych z pamięcią kształtu obejmuje: płytki do zespoleń dociskowych, pręty Harringtona do

leczenia skoliozy, igły śródszpikowe, klamry do osteosyntezy (Rys. 28), tulejki dystansowe do

kręgosłupa [79].


53


Rys. 28. Klamry z pamięcią kształtu zastosowane w osteosyntezie [14]

Austenityczne stale odporne na korozję stanowią grupę tworzyw metalicznych, które zostały

najwcześniej przystosowane do implantowania w organizmie ludzkim. Najbardziej popularną stalą

jest stal chromowo-niklowo-molibdenowa.

Zawartość pierwiastków austenitotwórczych i ferrytotwórczych powinna być dobierana z

uwzględnieniem ich oddziaływania, na podstawie równoważników chromu i niklu tak, by austenit

był termodynamicznie trwały (Rys. 2) [80]. Wykres Schaefflera ilustruje rodzaj otrzymywanej

struktury w zależności od wartości równoważnika chromu i niklu. Obecność chromu w ilości

powyżej 13% zapewnia dodatni potencjał korozyjny i dobrą odporność korozyjną w środowiskach

utleniających. Ze wzrostem zawartości niklu wzrasta odporność na korozję naprężeniową.

Molibden, podobnie jak chrom, wpływa na zmniejszenie gęstości prądu pasywacji oraz na

zwiększenia odporności na korozję wżerową [81]. Duży nacisk kładzie się na czystość metalurgiczną

stali, dotyczy to w szczególności zawartości wtrąceń tlenkowych i siarczkowych oraz fosforu.

Zapewnienie odpowiedniej czystości metalurgicznej oraz składu chemicznego jest bowiem

podstawowym warunkiem poprawnego zachowania się implantu stalowego w środowisku


54


tkankowym, w tym odpowiedniej odporności korozyjnej oraz biotolerancji wszczepu. Stale typu

316L poddaje się przesycaniu w zakresie temperatur 1000-11000C, po którym wykazują stabilną

strukturę austenityczną o optymalnej wielkości ziarna bez śladu zawartości ferrytu, fazy sigma czy

węglików. W tym stanie jednak stale wykazują niską wytrzymałość na rozciąganie (Fn=200 MPa).

Zwiększenie wytrzymałości uzyskuje się poprzez przeróbkę plastyczną na zimno lub przez

zwiększenie zawartości azotu w stali [80, 81].

Rys. 29. Wykres Schaefflera uwzględniający równoważnik CrE i NiE [7]

Stale austenityczne stosowane w medycynie należą do biomateriałów metalicznych szczególnie

narażonych na niszczenie wskutek przebiegu procesów korozji naprężeniowej. Jest to związane z

ich najniższą, spośród wszystkich stosowanych w medycynie biomateriałów metalicznych,

odpornością na korozję elektrochemiczną w środowisku płynów ustrojowych oraz niższą niż m.in.

dla stopów tytanu, skłonnością do samopasywacji. Jednoczesne oddziaływanie środowiska

korozyjnego oraz naprężeń ściskających oraz rozciągających powoduje, że wytrzymałość implantu

stalowego zmniejsza się. Należy się spodziewać szybszego niszczenia elementów stalowych

stosowanych na podlegające dużym obciążeniom implanty stosowane m.in. w ortopedii,

traumatologii czy też w chirurgii twarzowo-szczękowej oraz wolniejszego niszczenia tych stali

stosowanych na elementy podlegające mniejszym obciążeniom, stosowane m.in. w kardiochirurgii

[79]. Rys. 30 przedstawia zestaw do stabilizacji zewnętrznej kości wykonany ze stali austenitycznej

typu 316L.


55


Rys. 30. Zestaw do stabilizacji zewnętrznej kości [14]: a) jednostronne; b) dwustronnie utwierdzone; c) układ

trójkątny z wszczepami jednostronnie utwierdzonymi; d) układ trójkątny z wszczepami jedno- i dwustronnie

utwierdzonymi; e) układ półkołowy z wszczepami jedno- i dwustronnie utwierdzonymi; f) układ kołowy z

wszczepami dwustronnie utwierdzonymi


56


8. Materiały dla protetyki

Część ludzi w ciągu życia traci zęby, a niektórzy wszystkie. Przyczyny tego zjawiska są złożone;

urazy, nadmierne spożycie słodyczy, zaniedbania higieniczne to tylko niektóre z nich.

Konsekwencje utraty uzębienia są nieprzyjemne i dotyczą nie tylko estetyki ale także – co

oczywiste - komfortu życia.

Od wieków stomatologia poszukiwała najlepszych metod uzupełniania brakujących zębów.

Klasyczne postępowanie protetyczne pozwala uzupełnić za pomocą mostu braki w uzębieniu pod

warunkiem, że istnieją zęby, które po oszlifowaniu będą stanowić filary mostu, a ich korzenie

przejmą funkcję utraconych zębów. Okupione jest to jednak koniecznością nieodwracalnej

ingerencji w pozostałe uzębienie tak, by na nich udało się zamocować most. Sytuacja komplikuje

się, kiedy nie ma możliwości wykonania stałej protetyki klasycznej. Przykładem są braki skrzydłowe

jedno lub dwustronne (gdy brakuje tylnych zębów). W takiej sytuacji pozostaje wykonanie

ruchomej protezy.

Ekstremalną sytuacją jest całkowite bezzębie, zwłaszcza w żuchwie ( szczęce dolnej), gdyż wtedy

pomimo prawidłowego, a nawet "brylantowego" wykonania protezy pacjent odczuwa dyskomfort

i może nie być w stanie jej używać. Nawet bardzo skomplikowane metody, jak technika przestrzeni

neutralnej niekoniecznie kończą się sukcesem. Na szczęście nie jest to sytuacja bez wyjścia.

Problem ten da się rozwiązać za pomocą wszczepów (implantów) stomatologicznych.

Przełomu dokonano w latach sześćdziesiątych ubiegłego wieku w Szwecji, gdzie ortopeda prof. Per

Invar Branemark opracował pierwszy system wykorzystujący czysty tytan (Rys. 31) - metal

całkowicie obojętny dla organizmu. Tytan okazał się być doskonałym materiałem. Organizm nie

rozpoznaje go jako ciała obcego, a kość łączy się z nim bardzo mocno. Proces ten nazywamy

osteointegracją. Dzięki temu dentyści są w stanie rozwiązać problemy braków zębowych opierając

się na tytanowych korzeniach, które są funkcjonalnie bardzo podobne do tego, w co wyposażyła

nas natura [82].

W konwencjonalnych metodach niezbędne jest nacinanie błony śluzowej, odwarstwianie okostnej

i wiercenie w kościach wiertłami o coraz większej średnicy aż do uzyskania średnicy implantu.

W następstwie tych zabiegów, pacjent po ustąpieniu znieczulenia czuje się i wygląda jakby zszedł z

ringu bokserskiego.


57


W nowoczesnej technice nie trzeba rozcinać i rozwarstwiać, a przygotowanie łoża implantu

ogranicza się do użycia jednego cienkiego wiertła, którym nawet nie musimy osiągnąć głębokości,

na której chcemy umieścić implant, ponieważ nowoczesny implant jest samotnącą,

samogwintującą śrubą, która oczekiwaną przez lekarza głębokość osiągnie za pomocą ruchów

wkręcających kluczem.

Rys. 31. Nowoczesny tytanowy implant [83]

Kompresyjna technika wprowadzenia implantu przezdziąsłowo eliminuje wszechobecne w innych

systemach zjawisko "stożka resorpcji", wywołanego podczas zabiegu rozmaitymi narzędziami,

które zamiast otwierać drogę dla wszczepu, powodują ranę szarpano-tłuczoną, przenikanie

rozmaitych substancji (bakterii) do obszaru okołowszczepowego oraz przegrzanie, czego

konsekwencją jest martwica komórek kostnych (Rys. 32) [84].

Dzięki cechom żywej tkanki kostnej, takim jak elastyczność i pamięć, implant uzyskuje taką

stabilizację pierwotną, której nie może uzyskać implant przy stosowaniu starych metod.


58


Rys. 32. Wypełnianie ubytków implantami

Protetyka stomatologiczna jest to dział stomatologii, którego celem jest rehabilitacja, czyli

odtworzenie utraconych funkcji żucia spowodowanych utratą zębów lub ich masywnym

uszkodzeniem. Do odtworzenia wykorzystuje się uzupełnienie protetyczne. Mogą one być stałe

(nie dające się usunąć z ust) lub ruchome (dające się wyjąć z ust).

Jeżeli doszło do utraty zębów, konieczne jest ich uzupełnienie. Każda nawet pojedyncza luka

stwarza bowiem zagrożenie dla sąsiadujących z nią zębów. Mają one tendencję do pochylania się,

a nawet przesuwania w kierunku wolnej przestrzeni. Ząb przeciwstawny wysuwa się z zębodołu,

staje się "dłuższy", a to z biegiem czasu może doprowadzić do jego utraty.

Większe braki w uzębieniu często są przyczyną patologicznego starcia pozostałych zębów, ich

rozchwiania, a także schorzeń stawów skroniowo -żuchwowych. Dlatego im wcześniej zostanie

wykonana proteza, tym lepiej.

W zależności od istniejących warunków w jamie ustnej, stosowane są różne rodzaje uzupełnień

protetycznych.

Wśród protez zębowych można wyróżnić dwie zasadnicze grupy:

- protezy stałe są to uzupełnienia trwale umocowane na zębach własnych pacjenta,

najczęściej za pomocą cementów. Do protez stałych należą: wkłady koronowe i koronowo -

korzeniowe, korony i mosty protetyczne.


59


- protezy ruchome to uzupełnienia wprowadzane do jamy ustnej i wyjmowane z niej przez

pacjenta. Są to: protezy szkieletowe, protezy nakładowe, częściowe i całkowite protezy osiadające.

Korony i mosty porcelanowe to stałe uzupełnienia protetyczne. Mówiąc w dużym uproszczeniu,

korona to zębowa "czapka", którą nakłada się na resztki prawdziwego zęba (uszkodzonego,

złamanego, martwego - ale po dokładnym wyleczeniu) i pokrywa odpowiednio dobraną pod kolor

warstwą porcelany. Jeśli korona odbiegałaby choć trochę barwą od pozostałych zębów, można ją

odpowiednio pomalować, nanieść naturalnie wyglądające przebarwienia.

Koronę można wykonać na pojedynczym zębie, można za jej pomocą także uzupełnić brakujący

ząb - wykonując tzw. most. Most to dwa filary i przęsło - czyli dwie korony na istniejących zębach i

korona w miejscu brakującego.

Nazwa most protetyczny jest blisko skojarzona z mostem nad rzeką, lecz w tym wypadku filarami

właśnie są zęby naturalne pacjenta, wkłady koronowo-korzeniowe lub implanty, zaś przęsło

stanowią odbudowane teraz, a usunięte wcześniej zęby. Dzięki najnowszym technologiom i

materiałom korony i mosty porcelanowe są najlepiej tolerowane przez pacjentów, którzy po

pewnym czasie "zapominają" o takim uzupełnieniu noszonym w ustach.

Wkłady koronowo-korzeniowe są to najczęściej metalowe elementy, na których w przyszłości będą

osadzone korony lub mosty. Zacementowane są na stałe w kanale korzenia zęba. Wykonuje się je

w przypadku znacznego zniszczenia części koronowej zęba jako trzon późniejszej odbudowy.

Warunkiem koniecznym do ich wykonania jest ocena stanu klinicznego korzeni zębów, a także ich

leczenie kanałowe. Mając zatem zachowane korzenie zębów, zawsze istnieje szansa, nawet przy

niewielkiej liczbie zębów, na lepszą i bardziej komfortową protezę. Wkłady koronowo-korzeniowe

mogą być wykorzystane również do wykonania na nich tzw. zatrzasków - doskonale mocujących

protezy w ustach, a przy tym całkowicie niewidocznych.

Licówki porcelanowe są cienkimi nakładami, bez podbudowy metalowej na zęby własne

(najczęściej przednie) pacjenta. Licówki są uzupełnieniem typowo kosmetycznym. Wykonuje się je,

aby poprawić wygląd estetyczny, na przykład ze względu na:

przebarwienie zębów martwych lub reakcję na antybiotyki;

ubytki typu ułamania brzegów zębów;

diastemy między zębami;

wydłużenie zębów;

zdecydowaną zmianę koloru;

wprowadzenie do łuku.


60


Wkłady/nakłady są często alternatywą dla korony protetycznej, mającej na celu odbudowanie

zniszczonej części koronowej zęba pacjenta mogą być właśnie wkłady lub nakłady. Korzystnymi

cechami tych uzupełnień są:

wysoka zgodność biologiczna, podobieństwo do szkliwa;

indywidualny wzór anatomiczny;

kolor z zachowaną przeziernością zęba;

Protezy szkieletowe są to protezy wyjmowane, których konstrukcja oparta jest o metalowy

szkielet, wykonany ze stopów dentystycznych (najczęściej na osnowie chromu, kobaltu lub

molibdenu). Aby można było wykonać taką protezę, konieczne jest zachowanie odpowiedniej

liczby własnych zębów pacjenta. W klasycznym przypadku do utrzymania takiej protezy na

właściwym miejscu niezbędne jest wykonanie klamer na zębach filarowych. Istnieje również

wariant "bezklamrowy" protezy, lecz w tym wypadku zachodzi konieczność zamontowania

specjalnych zasuw lub zatrzasków, zamaskowanych pod protezą w połączeniu z koronami na

zębach.

Protezy akrylowe dzielą się na częściowe i całkowite, co jest uzależnione od tego, czy pacjent

posiada jeszcze własne uzębienie, czy też nie. Wykonane są z tworzywa akrylowego (polimeru), w

którym osadzone są sztuczne zęby oraz klamry (protezy całkowite nie posiadają klamer).

Charakteryzują się rozległą płytą bazową, przykrywającą prawie całe podniebienie (twarde).

Protezy tego typu zaliczane są do grupy protez osiadających, czyli takich, które po pewnym czasie

mogą wykazywać oznaki "zapadania się" w błonie śluzowej. Protezy całkowite utrzymują się na

miejscu na zasadzie "przyssania się", zaś protezy częściowe utrzymują się przy pomocy klamer.

Protezy akrylowe stosunkowo łatwo się modyfikuje, szczególnie jeśli zachodzi potrzeba

dostawienia do nich zęba, klamry czy też ewentualnej naprawy.

Efektów pracy dobrego protetyka nie sposób odróżnić od własnych zdrowych zębów. Naturalność

jest zresztą obowiązująca; 32 olśniewająco białe, identyczne i równiutkie zęby w ustach emeryta

nie dodają uroku, stąd sugestie protetyka, który proponuje "drugie" zęby lekko zażółcone i

przebarwione.

Protezy stomatologiczne są więc aparatami leczniczo-rehabilitacyjnymi. W ciągu ostatnich

dziesięcioleci protetyka osiągnęła bardzo wysoki poziom. Nie może być on jednak

usprawiedliwieniem dla zaniechania leczenia, a w konsekwencji usuwania zębów. Należy pamiętać

jednak, że proteza jest i bez względu na postęp technologiczny pozostanie ciałem obcym w jamie

ustnej. Można się do niej przyzwyczaić, ale nie wolno zapominać, że należy ją czyścić jak własne

zęby. Wprawdzie nie boli, ale często nieprawidłowo wykonana jest przyczyną zaburzeń


61


czynnościowych, prowadzących do zmian w przyzębiu i stawach skroniowo - żuchwowych. Należy

również pamiętać o tym, że proteza nie jest wieczna i po pewnym czasie wymaga wymiany na

nową [85].

Rys. 33. Wyposażenie gabinetu stomatologicznego

Rys. 34. Przykład leczenia protetycznego [86]


62


9. Materiały dla ortotyki

Niewystarczająca dla wielu zastosowań bioinertność i odporność korozyjna stali stosowanych na

implanty krótkotrwałe była przyczyną opracowania nowych stopów na osnowie kobaltu. Stopy

kobaltu charakteryzują się znacznie wyższą odpornością na korozję elektrochemiczną w

środowisku płynów ustrojowych niż austenityczna stal chromowo-niklowo-molibdenowa. Dzięki

temu, mimo zawartości pierwiastków mogących niekorzystnie oddziaływać na organizm pacjenta,

stopy te mogą być stosowane na implanty długotrwałe, których okres użytkowania nie powinien

przekroczyć piętnastu lat [13].

Stosowane obecnie stopy kobaltu można podzielić na trzy grupy [13,87]:

odlewnicze typu Vitalium;

stopy do przeróbki plastycznej;

stopy wytwarzane metodą metalurgii proszków;

Odlewnicze stopy kobaltu należą do najdłużej stosowanych biomateriałów metalicznych na

implanty długotrwałe. Obecnie stosowane są na trzpienie endoprotez osadzanych przy użyciu

cementu chirurgicznego.

Stopy kobaltu dla medycyny są wytwarzane metodami metalurgii próżniowej, topione w piecach

indukcyjnych oraz odlewane metodą modeli woskowych. Bezpośrednio po krystalizacji w formie

ceramicznej, struktura pierwotna składa się z dużych kryształów osnowy, którą stanowi

niejednorodny chemicznie roztwór stały chromu, molibdenu i węgla w kobalcie o strukturze fazy β

i wydzieleń węglików typu M23C6 rozmieszczonych wzdłuż granic ziaren oraz w przestrzeniach

międzydendrytycznych [75, 88]. Strukturę stopu Co-Cr-Mo (Vitalium) przedstawia Rys. 35. Zmiana

dyspersji, udziału objętościowego i rozmieszczenia cząstek węglików stanowi jedyną możliwość

wpływania na właściwości mechaniczne stopu [87, 89 - 91].

Stopy na osnowie kobaltu charakteryzują się lepszą niż stale austenityczne biotolerancją w

środowisku tkanek i płynów ustrojowych, a także większą odpornością na korozję wżerową i

szczelinową [1, 87].


63


Rys. 35. Struktura dendrytyczna stopu Co-Cr-Mo, zgład wzdłużny, pow. 50× (mikroskop skaningowy) [92]

Do głównych dodatków stopowych w tej grupie materiałowej należą takie pierwiastki, jak chrom,

nikiel oraz molibden. Ich stężenie nie zmienia się w granicach dla chromu od 18 do 30%, niklu od

15 do 37% oraz molibdenu od 2,5 do 9%. Nikiel stabilizuje jednofazową strukturę typu Al,

przyczynia się do wzrostu ciągliwości oraz wytrzymałości i odporności na korozję. Obecność

chromu zapewnia odporność na korozję oraz skłonność do samopasywacji. Wolfram wpływa na

stabilizację właściwości mechanicznych. Molibden oddziałuje korzystnie na odporność na korozję

lokalną. Dodatek niobu daje drobnoziarnistą mikrostrukturę z równomiernie rozłożonymi

wydzieleniami NbC [7, 93, 94]. W zależności od składu chemicznego w mikrostrukturze

odlewniczych stopów kobaltu mogą pojawić się węgliki typu M6C, M12C oraz fazy

międzymetaliczne. Przeróbka plastyczna powoduje występowanie zbliźniaczonych ziaren o

wielkości malejącej wraz ze wzrostem stopnia odkształcenia [90]. W porównaniu ze stopami

odlewniczymi stopy do przeróbki plastycznej charakteryzują się lepszymi właściwościami

mechanicznymi oraz zbliżoną odpornością korozyjną w środowisku płynów ustrojowych.

Stopy na osnowie kobaltu wykorzystywane są głównie na endoprotezy stawowe (Rys. 36) [7, 87].

Innym przykładem ich zastosowania są druty i elementy kształtowe do zespoleń kości (Rys. 37).


64


Rys. 36. Endoproteza stawu kolanowego [95]

Rys. 37. Elementy kształtowe do zespoleń [96]

Spośród najbardziej perspektywicznych grup biomateriałów należy wymienić tytan i jego stopy,

zaliczane do biomateriałów długotrwałych. Okres ich przebywania w organizmie może znacznie

przekraczać dwadzieścia pięć lat. Tytan zajmuje dziewiąte miejsce pod względem obfitości

występowania w przyrodzie. W stanie naturalnym najczęściej spotykany jest jako dwutlenek

tytanu - minerał miękki, ale wytrzymały.

W medycynie znalazły zastosowanie zarówno czysty tytan, jak i jego stopy. Tytan występuje w

dwóch odmianach alotropowych α i β. Odmiana α jest trwała do temperatury 8820C i krystalizuje

w sieci heksagonalnej A3. Odmiana β natomiast jest trwała od 8820C do temperatury topnienia

16680C i krystalizuje w sieci regularnej, przestrzennie centrowanej A2. W chirurgii na implanty

stosowany jest głównie tytan techniczny. Wyróżnia się cztery gatunki tytanu różniące się


65


stężeniem węgla, żelaza, azotu, wodoru i tlenu. W porównaniu z innymi biomateriałami stopy

tytanu charakteryzują się [91, 97, 98]:

dobrą odpornością na korozję szczelinową, naprężeniową i ogólną w środowisku chlorków;

najwyższą biotolerancja spośród wszystkich stosowanych obecnie biomateriałów

metalicznych;

korzystnym stosunkiem wytrzymałości na rozciąganie do granicy plastyczności;

małą gęstością;

najniższym spośród biomateriałów metalicznych modułem Younga;

wysoką skłonnością do samopasywacji;

właściwościami paramagnetycznymi;

wysoką wytrzymałością zmęczeniową, co jest bardzo ważne w aspekcie trwałości

elementów przeznaczonych do długotrwałego przebywania w organizmie człowieka;

Stopy tytanu klasyfikuje się w oparciu o kryterium strukturalne w stanie równowagi. Wyróżnia się

trzy struktury w zależności od składu chemicznego: stopy jednofazowe , dwufazowe i i

jednofazowe . Stop dwufazowy Ti-6Al-4V o nazwie handlowej Protasul 64WF znalazł

zastosowanie w chirurgii kostnej [99].

Tytan i jego stopy nie wykazują dobrej odporności na ścieranie. Właściwości tribologiczne są

uzależnione od składu chemicznego i fazowego powłoki. Zużycie powierzchni implantu decyduje

także o reaktywności produktów korozji ze środowiskiem tkanek i płynów ustrojowych, a więc

determinuje biotolerancję. Tytan i jego stopy w roztworze soli fizjologicznej, charakteryzują się

wysoką skłonnością do samopasywacji. Powstała warstwa pasywna osiąga grubość po samorzutnej

pasywacji tytanu w powietrzu około 5 nm [92, 93]. Warstwa pasywna obecna na powierzchni

tytanu oraz jego stopów złożona jest przede wszystkim z rutylu – TiO2 oraz w znacznie mniejszym z

TiO oraz Ti2O3 [100].

Badania nad biotolerancją nowych, bezwanadowych stopów tytanu wykazały, że charakteryzują

się biotolerancją podobną lub nawet lepszą (dla stopu Ti-Al-Nb) niż dla tytanu technicznego [101-

104]. Stopy tytanu zawierające aluminium oraz żelazo charakteryzuje wytrzymałość zmęczeniowa

badana na powietrzu zbliżona do wytrzymałości stopu Ti6Al4V. Wytrzymałość zmęczeniowa tych

stopów badana w roztworze soli fizjologicznej ulega jednak obniżeniu, co jest prawdopodobnie

spowodowane słabą odkształcalnością warstewki tlenkowej obecnej na powierzchni stopów.

Twardość stopu Ti5Al2,5Fe (300HV) jest nieznacznie niższa niż stopu Ti6Al4V (330HV) poddanego

podobnym zabiegom obróbki cieplnej (hartowanie + starzenie). Pozostałe właściwości

mechaniczne nie ulegają zmianie w roztworze soli fizjologicznej. Stop Ti5Al2,5Fe podlega


66


podobnym zabiegom obróbki cieplnej i plastycznej, co stop modelowy. Dobre właściwości

mechaniczne uzyskuje się wytwarzając implanty metodami metalurgii proszków. Najczęściej

korzysta się z izostatycznego prasowania na gorąco (9500C, 1000 bar). Najlepszy zespół właściwości

mechanicznych uzyskuje się stosując połączenie obróbki cieplnej z obróbką plastyczną [104].

Badania przedkliniczne wykazały, że regeneracja tkanki kostnej zachodzi lepiej wokół wszczepów

wykonanych z tytanu niż ze stopów tytanu, co jest związane z powstawaniem na tytanie

jednorodnej struktury TiO2 [105, 106]. Regeneracja kości zależy również od umocowania elementu

wszczepianego. Najszybciej procesy regeneracji zachodzą wokół wszczepów, które pozwalają na

mikroprzesuw wszczepu w obszarze materiał – tkanka kostna [107, 108]. Inne czynniki wpływające

na osteointegrację wszczepów zostały wymienione w Tab. 1.

Tab. 1. Czynniki odgrywające rolę w osteointegracji wszczepu [109]

Ze stopów tytanu w głównej mierze produkowane są endoprotezy stawowe. Wielu producentów

wytwarza z nich także elementy do zespalania odłamów kostnych np. wkręty (Rys. 38). Stopy

tytanu znalazły również zastosowanie w kardiochirurgii zabiegowej np. mechaniczna zastawka

serca (Rys. 39) i kardiologii oraz protetyce stomatologicznej (Rys. 40).

Rys. 38. Wkręt kostny wykonany z tytanu [93]


67


Rys. 39. Mechaniczna zastawka serca [93]

Rys. 40. Wkręt stomatologiczny [93]

Zespół właściwości, jakimi powinien się charakteryzować implant metaliczny długotrwały, to [103,

104, 110 – 112]:

zapewnienie odpowiednio trwałego połączenia implantu z otaczającą tkanką.

Obecnie wiele z operacji endoprotez, uwarunkowanych jest obluzowaniem się

poprzednio wprowadzonej endoprotezy;

zapewnienie takiego połączenia implantu z otaczającą tkanką kostną, by metalowy

implant nie przenosił większości obciążeń mechanicznych. Sytuacja, w której

endoproteza „odciąża” otaczającą kość, wpływa na stopniowe jej osłabienie, co

może być przyczyną obluzowania protezy lub złamania kości;


68


przygotowanie powierzchni w taki sposób, by stosowane techniki operacyjne nie

powodowały uszkodzenia naniesionych na implant warstw, co może występować w

przypadku wszczepienia płytek stabilizujących złamane kości w chirurgii twarzowo -

szczękowej (płytki te są zginane, co powoduje niebezpieczeństwo uszkodzenia

warstwy pasywnej);

przygotowanie powierzchni implantu w taki sposób, by wpływała korzystnie na

regenerację tkanki kostnej;

Właściwości ważniejszych metalowych materiałów implantacyjnych ukazuje Tab. 2.

Tab. 2. Właściwości ważniejszych metalowych materiałów implantacyjnych [113]


69


10. Wkładki ortopedyczne

Znanych jest wiele typów wkładek ortopedycznych. Wszystkie one służą poprawie komfortu

chodzenia.

Kliny na galluksy [114] zapobiegają zachodzeniu dużego palca na drugi palec, przez co zmniejszają jego

koślawość. Zmniejszają bóle spowodowane zachodzeniem na siebie palców oraz wrastaniem paznokcia.

Przywracają palcom właściwe położenie.

Rys. 41. Kliny na galluksy

Kliny przeciw płaskostopiu podłużnemu [114] chronią odciski przed dokuczliwym uciskiem

obuwia. Wykonane są ze specjalnej dwuwarstwowej gąbki i przynoszą natychmiastową ulgę w

bólu. Nie wywołują alergii.

javascript:window.close()




70


Rys. 42. Kliny przeciw płaskostopiu podłużnemu

Wkładki ortopedyczne termoplastyczne supinujące [115], stosowane w leczeniu stóp płasko

koślawych oraz kolan koślawych, „korytkowe” z wysokim podparciem łuku podłużnego i pięty

zaprojektowane są do korekcji najczęściej występujących wad w obrębie stóp.

Rys. 43. Wkładki ortopedyczne

Wskazania stosowania wkładek ortopedycznych to:

płaskostopie podłużne;

koślawość pięt i tyłostopia;

stopy płasko – koślawe;





71


koślawość kolan;

Wkładek supinujących nie wolno stosować przy stopie szpotawej i kolanach szpotawych. W takim

przypadku należy wykonać wkładki na indywidualne zamówienie.

Wkładki ortopedyczne termoplastyczne z podniesieniem sklepienia [115] podłużnego i

poprzecznego są stosowane dla podniesienia komfortu chodzenia oraz zmniejszenia dolegliwości

bólowych. Silikonowa pelotka w przodostopiu zapewnia elastyczne i komfortowe podparcie łuku

poprzecznego stopy.

Wskazania do ich stosowania to:

dolegliwości bólowe stóp

dolegliwości bólowe przodostopia

paluch koślawy

doskonałe do obuwia sportowego

wady ortopedyczne stóp

Rys. 44. Wkładki ortopedyczne termoplastyczne z podniesieniem sklepienia

Wkładki pod pięty [114] są wykonywane z naturalnej skóry. Są modelowane, podpierające,

przeciwdziałają otarciom naskórka na pięcie i tworzeniu pęcherzy, są samoprzylepne.


72


Rys. 45 . Wkładki pod pięty

Wkładki wentylujące Komfort [114] zawierają dwa rodzaje gąbki, górna warstwa „zmiękcza”

chodzenie, dolna absorbuje wstrząsy zapobiegając zmęczeniu stóp. Perforowane, dzięki czemu

umożliwiają oddychanie stopom. Wchłaniają pot. Trwałe, higieniczne, można je prać. Polecane dla

stóp wrażliwych.

Rys. 46. Wkładki wentylujące

Żelowe podpiętki pod ostrogi [114] są odpowiednie dla osób chorych na cukrzycę i mających

problemy z krążeniem krwi, przynoszą ulgę stopom zmęczonym oraz z bólami stawów i pięt.


73


Absorbują wstrząsy, silikonowy element pod piętą podnosi komfort chodzenia oraz niweluje ból w

przypadku ostrogi. Żel ma właściwości antybakteryjne, hypoalergiczne.

Rys. 47. Żelowe podpiętki pod ostrogi

Podkładka metatarsalna [115] zapewnia właściwą osłonę przedniej części śródstopia. Pomaga

uśmierzyć ból w śródstopiu. Zapobiega zgrubieniom, rogowaceniu i stanom zapalnym w przedniej

części stopy.

Rys. 48. Podkładka metatarsalna

javascript:%20window.close();

javascript:%20window.close();


74


11. Protezy kosmetyczne

Każda proteza, niezależnie od poziomu amputacji jest wyrobem indywidualnym i bez spotkania

protetyka z pacjentem trudno cokolwiek zaproponować. Najważniejsze jest zrozumienie, do czego

proteza ma służyć pacjentowi.

Wykonana proteza kończyny górnej może być odwzorowaniem kosmetycznym utraconej ręki i

spełnić w niewielkim zakresie funkcje chwytne, pomagając na przykład w przytrzymaniu

określonego przedmiotu. Przykłady pokazano na Rys. 49 -51.

Rys. 49. Proteza kosmetyczne ramienia [116]


75


Rys. 50. Proteza kosmetyczne przedramienia [116]

Rys. 51. Proteza kosmetyczna dłoni [117]

Jeszcze dziesięć lat temu chirurgia plastyczna koncentrowała się prawie wyłącznie na damskiej

części naszego społeczeństwa. Jednak z czasem sytuacja ta uległa zmianie. Wcześniej ponad 95%

pacjentów gabinetów chirurgii plastycznej stanowiły kobiety. Dziś ponad 15% pacjentów to

mężczyźni, a odsetek ten stale rośnie. Zwiększona liczba mężczyzn odwiedzających chirurgów

plastyków jest związana z tym, że nauczyli się oni rozmawiać bardziej otwarcie na temat swoich


76


potrzeb i oczekiwań wobec zabiegów chirurgii estetycznej. Coraz częściej także mężczyźni chcą

pokazać, że dbają o swoje ciało [118].

Rys. 52. Implant kosmetyczny dla mężczyzn

Umięśnione łydki są świadectwem aktywnego i zdrowego trybu życia. Jednak ćwiczenie mięśni

łydek może być trudne i nie zawsze przynosi oczekiwane rezultaty. Implanty w prosty sposób

pomagają uzyskać upragniony efekt [119].

Rys. 53. Implant łydki

W obecnych czasach zmienia się rola operacji plastycznych. Początkowo zabiegom chirurgii

plastycznej - rekonstrukcyjnej poddawano pacjentów po wypadkach oraz po przebytych

nowotworach. Teraz dużym zainteresowanie cieszy się także chirurgia plastyczna - estetyczna,


77


której celem jest poprawa wyglądu człowieka. Oprócz operacji piersi, popularne stało się także

wszczepianie implantów korygujących inne części ciała.

Ważną grupę implantów stanowią implanty piersi.

a/ b/ c/ d/

Meme - implant okrągły z

najwyższym punktem

projekcji w centralnej

części

Replicon - implant o

podstawie okrągłej o tzw.

profilu łzy, z najwyższym

punktem projekcji w

dolnej, trzeciej części

implantu

Opitmam - implant o

największej wysokości

podstawy, podstawa

wąska, owalna

Opticon - implant o

podstawie krótkiej,

szerokiej, owalnej

Rys. 54. Implanty o powierzchni teksturowanej wypełnione żelem silikonowym

Na Rys. 54 pokazano implanty, do których wytwarzania stosuje się żel silikonowy. Silikon

wykorzystywany jest do produkcji wielu wyrobów medycznych: sond, cewników, pokrycia igieł

punktacyjnych, rozruszników serca, rękawiczek i opatrunków stosowanych w leczeniu blizn. Po raz

pierwszy proces produkcji polimeru silikonowego opatentowano w 1958 roku. Silikon, czyli

polidimetylopolisiloksan produkowany jest w postaci elastomeru silikonowego, żelu silikonowego

lub oleju silikonowego. Silikon jest produkowany z krzemionki, która w połączeniu z krzemem daje

silikat lub dwutlenek krzemu. Po dodaniu grup metylowych związanych z atomami silikonu i

obróbce chemicznej powstaje polimer krzemoorganiczny zwany silikonem. Oprócz amorficznej

krzemionki stosowanej jako wypełnienie i materiał utrwalający, silikon nie zawiera żadnych

dodatków a w szczególności środków wygładzających.

http://www.pofam.poznan.pl/menu2/chirurgia/docs/meme.pdf

http://www.pofam.poznan.pl/menu2/chirurgia/docs/meme.pdf

http://www.pofam.poznan.pl/menu2/chirurgia/docs/replicon.pdf

http://www.pofam.poznan.pl/menu2/chirurgia/docs/replicon.pdf

http://www.pofam.poznan.pl/menu2/chirurgia/docs/optimam.pdf

http://www.pofam.poznan.pl/menu2/chirurgia/docs/optimam.pdf

http://www.pofam.poznan.pl/menu2/chirurgia/docs/opticon.pdf

http://www.pofam.poznan.pl/menu2/chirurgia/docs/opticon.pdf


78


a/ b/ c/

Implanty piersi o powierzchni

z pianki mikropoliuretanowej,

wypełnione żelem silikonowym,

podstawa owalna,

4 rodzaje profili anatomicznych


z pianki mikropoliuretanowej,

wypełnione żelem

silikonowym, podstawa okrągła,

2 rodzaje profili okrągłych, oraz profil

łzy

Implanty dokładane o powierzchni z

pianki mikropoliuretanowej,

3 rodzaje kształtów

Rys. 55. Implanty piersi o powierzchni z pianki mikropoliuretanowej (MPS)

Główne atuty implantów o powierzchni z pianki mikropoliuretanowej to:

Niski stopień występowania torebki łącznotkankowej tworzącej się wokół implantu

(wskaźnik wynosi od 0 do 3%, w porównaniu z implantami o powierzchni teksturowanej -

do 15%).

Obniżenie ryzyka występowania torebki łącznotkankowej wokół implantu obniża całkowity

wskaźnik powikłań po zabiegu chirurgicznym.

Implanty pokryte pianką mikropoliuretanową jako jedyne umożliwiają technikę implantacji

"stacking" - implanty o różnorodnych kształtach mogą być w dowolny sposób na siebie

nakładane, co zapewnia doskonały efekt estetyczny w operacjach, w szczególności

rekonstrukcyjnych piersi po zmianach nowotworowych lub w przypadku korekcji wad

wrodzonych.

Pianka mikropoliuretanowa zapewnia aktywny proces wgajania się implantu wokół

otaczającej implant tkanki, co prowadzi do dobrego ukrwienia tkanek otaczających implant.

Wysoki współczynnik tarcia i szybkie wiązanie tkanki i mikropoliuretanowej powierzchni

implantu zapewnia stabilność implantu, zapobiega jego przemieszczaniu się.

Włókna torebki łącznotkankowej nie są ułożone równolegle w stosunku do powierzchni co

powoduje neutralizację działania sił kurczących implant. Implant nie jest ściskany i tym

samym nie ulega deformacji, co utrzymuje doskonały efekt estetyczny operacji plastycznej.

http://www.pofam.poznan.pl/menu2/chirurgia/docs/mps.pdf







79


Implant utrzymuje swą oryginalną konsystencję i pozwala zachować naturalny wygląd

piersi.


gładkiej podstawa okrągła, 2 rodzaje

profili okrągłych

Rys. 56. Implanty piersi o powierzchni gładkiej wypełnione żelem silikonowym

Jeszcze innym rodzajem implantu jest implant o powierzchni gładkiej, wypełniony żelem

silikonowym. Końcowym rezultatem takich zabiegów ma być osiągnięcie pięknego i

proporcjonalnego ciała. Piękno dodaje pewności siebie i pozwala w pełni cieszyć się życiem [119].

http://www.pofam.poznan.pl/menu2/chirurgia/docs/mammary2.pdf

http://www.pofam.poznan.pl/menu2/chirurgia/docs/mammary2.pdf


80


12. Sprzęt rehabilitacyjny – materiały konstrukcyjne i pomocnicze

W rehabilitacji zaopatrzenie ortopedyczne jest jednym z ważnych elementów wspomagających

terapię. Dział rehabilitacji zajmujący się usprawnianiem ruchowym osób z uszkodzeniem

ośrodkowego lub obwodowego układu nerwowego w sposób szczególny korzysta z dobrodziejstw

zaopatrzenia ortopedycznego. W zależności od miejsca i rozległości uszkodzenia układu

nerwowego można się spotkać z różnego rodzaju nieprawidłowościami w funkcjonowaniu aparatu

ruchu. Pacjenci ze względu na złożoność problemu wymagają niejednokrotnie wspomagania w

postaci m.in. zaopatrzenia ortopedycznego. Sprzęt ten zwiększa szansę osiągnięcia samodzielności

lub jej części, wcześniej niemożliwej do uzyskania. Trzeba przy tym pamiętać, że zaopatrzenie

powinno być:

skuteczne;

dyskretne;

proste w obsłudze;

Zaopatrzenie należy stosować w takim zakresie, aby było go „tak dużo, jak to jest konieczne, a tak

mało, jak tylko się da”; ma ono wspomagać, a nie przeszkadzać; wreszcie pacjent powinien z niego

korzystać, a nie tylko mieć je do dyspozycji [120].

Poniżej pokazanych jest kilka przykładów sprzętu rehabilitacyjnego i jego zastosowań [121, 122].


81


Rys. 57. System Rehabilitacji Kardiologicznej

System AsTER pokazany na Rys. 57 przeznaczony jest do prowadzenia rehabilitacyjnych treningów

monitorowanych. Zestaw może składać się z maksymalnie 5 urządzeń (bieżni lub

cykloergometrów). Każde stanowisko treningowe traktowane jest indywidualnie. Programy

treningowe pozwalają na prowadzenie treningów sterowanych obciążeniem lub częstością rytmu.

Po zakończeniu treningu dla każdego stanowiska generowany jest raport. Dodatkowo system

AsTER wyposażono w moduł oceny wydolności pozwalający na wykonanie

elektrokardiograficznego badania wysiłkowego w celu oceny przebiegu rehabilitacji.

Do najważniejszych zalet systemu można zaliczyć następujące:

- Współpraca z bieżnią lub cykloergometrem;

- Różnorodne programy treningu sterowane obciążeniem lub częstością rytmu;

- Sterowanie obciążeniem ciągłe lub naprzemienne;

- Możliwość projektowania indywidualnych programów treningu w trybie graficznym;

- Monitorowanie dwóch odprowadzeń EKG, częstości rytmu i ciśnienia krwi;

- Prezentacja trendów obciążenia, częstotliwości rytmu i ciśnienia krwi

- Baza danych pacjentów oraz ich badań;

- Archiwizacja przebiegu badania wraz z zapisem EKG;


82


- Możliwość przeglądu raportów i przebiegów EKG z poprzednich treningów;

- Możliwość prowadzenia treningów grupowych;

- Wydruk raportów ilustrujących przebieg treningu;

- Możliwość wydruku zapisu EKG;

- Możliwość wykonania elektrokardiograficznego badania;

Rys. 58. System do rehabilitacji ruchowej kończyn dolnych

System PELETON plus (Rys. 58) służy do prowadzenia wielostanowiskowej rehabilitacji

kardiologicznej lub rehabilitacji ruchowej. System gwarantuje każdemu pacjentowi wchodzącemu

w skład grupy treningowej indywidualny tok ćwiczeń, nadzór medyczny w trakcie przeprowadzania

treningu, tworzenie dokumentacji treningu rehabilitacyjnego i dołączanie jej do indywidualnej

bazy danych pacjenta. System zwiększa komfort pracy osób prowadzących trening, automatyzując

wykonanie wielu niezbędnych czynności, m.in. wykorzystuje czytnik kart chipowych, kojarząc

pacjentów z zadajnikami obciążenia.

System zapewnia bardzo elastyczną i prostą, graficzną metodę projektowania przebiegu treningów

dla poszczególnych stanowisk oraz możliwość tworzenia i wykorzystywania szablonów. Przy

definiowaniu treningu określa się różne parametry zależnie od wybranego rodzaju treningu: czasu

trwania poszczególnych, obciążenie, przyrost obciążenia, momenty dokonywania automatycznych

pomiarów ciśnienia i przypominania o dokonywaniu ręcznych.


83


System PELETON plus pozwala na projektowanie następujących rodzajów treningów:

- treningi interwałowe,

- treningi ze stabilizacją akcji serca,

- treningi z programowanym narastaniem i obniżaniem obciążenia,

- kombinacje wyżej wymienionych treningów.

Rys. 59. Trzymodułowy pionizator statyczno-dynamiczno-rehabilitacyjny

Pionizator statyczno-dynamiczno-rehabilitacyjny (Rys. 59) jest pierwszym urządzeniem, które w

kompleksowy sposób pomaga pacjentom w żmudnym procesie rehabilitacji. Dzięki staraniom

konstruktorów udało się połączyć w jednym urządzeniu trzy najbardziej istotne funkcje czyli:

statyczną, dynamiczną oraz rehabilitacyjną. Funkcja statyczna służy do biernej pionizacji pacjenta,

dzięki zastosowaniu szerokiej gamy regulacji otrzymujemy urządzenie bardzo dobrze stabilizujące

pacjenta w pozycji wyprostowanej. W przypadku pacjentów z zaburzeniami motoryki możemy

zastosować uprząż stabilizującą głowę. Drugą funkcją pionizatora jest funkcja dynamiczna, która

ma zastosowanie u pacjentów u których proces rehabilitacji przebiega pomyślnie. Pacjenci ci

zaczynają naukę chodzenia i przemieszczania się. Uzupełnieniem kompleksowej terapii jest funkcja

rehabilitacyjna. Rotor mechaniczno-elektryczny wraz siodełkiem doskonale sprawdzają się w

procesie rehabilitacji.


84


Rys. 60. Poręcze do nauki chodzenia

Poręcze pokazane na Rys. 60 przeznaczone są dla osób, które utraciły zdolność chodzenia, do

rehabilitacji oraz dla osób z wadami rozwojowymi kończyn dolnych. Wygodne pochwyty oraz

zakres regulacji umożliwia ćwiczenia zarówno dorosłym pacjentom jak i dzieciom.

Rys. 61. Elektryczny rotor do ćwiczeń czynnych i biernych

Elektryczny rotor z dwoma trybami pracy pokazany na Rys. 61 umożliwia:

• ćwiczenia czynne - ruch w obu kierunkach o zmiennym obciążeniu,

• ruch bierny - regulacja prędkości obrotowej.

Pacjent może łączyć ćwiczenie czynne z biernym ruchem urządzenia. Rotor posiada również

funkcję operacyjną, która w przypadku zatrzymania ruchu rotora spowodowanego wzmożonym

napięciem mięśni odwraca kierunek ruchu tzn. aplikuje ruch w przeciwną stronę.

Wskazania do stosowania rotora obejmują m.in.:


85


• stany pozłamaniowe z unieruchomieniem w obrębie stawu kolanowego;

• zmiany zwyrodnieniowe stawów (osteoartroza);

• stany po endoprotezoplastyce kolana;

• stany zanikowe mięśni po unieruchomieniu stawu;

• stany pooparzeniowe;

• stany pooparzeniowe;

• ćwiczenia zapobiegające powstawaniu osteoporozy;

• ćwiczenia ogólnorozwojowe;

• stany zapalne i reumatyczne;

• stany zaburzenia krążenia.

Rys. 62. Elektryczny rotor do rehabilitacji kończyn

Rotor pokazany na Rys. 62 przeznaczony jest do aktywnej i pasywnej rehabilitacji mięśni i stawów

kończyn górnych lub dolnych. Stosowanie zapewnia poprawę krążenia tętniczego, żylnego i

limfatycznego. Zapobiega zanikom mięśniowym, zakrzepom tętniczym i żylnym oraz przykurczom

w stawach kończyn. Poprawia sprawność układu krążenia i oddechowego.


86


Rys. 63. Wózek inwalidzki

Wózek (Rys. 63) pozwala na ciągłe utrzymywanie idealnej dla pacjenta postawy. Zarówno kąt

oparcia, jak i siedziska może być łatwo regulowany niezależnie. Pozostałe parametry wózka

również można dopasować do indywidualnych wymagań pacjenta. Bardzo ciekawy jest zagłówek,

którego pozycjonowanie jest nieograniczone; można go również obracać i przesuwać w pozycji

horyzontalnej. Również głębokość siedziska jest regulowana w sposób płynny. Dla osób, które

używają wózka w zimie na zewnątrz i jest potrzeba grubiej się ubrać, wózek ma w standardzie

możliwość poszerzania siedziska. Wyposażony jest standardowo w ortopedyczną tapicerkę

zrobioną ze specjalnej gąbki i z pamięcią, która dopasowuje się idealnie do ciała (co powoduje, że

siły rozkładają się równomierniej, chroniąc w ten sposób po części ciało przed powstawaniem

odleżyn) oraz ze specjalnego materiału obiciowego, bardzo delikatnego dla ciała, ale

wytrzymałego. Specjalnie wyprofilowana tapicerka oparcia gwarantuje znakomitą stabilizację .

Na Rys. 64 przedstawiono przykłady sprzętu proponowanego rehabilitacji w domu. Polimerowy

uchwyt (Rys. 64a) jest mały i poręczny, można stosować go do głębokiego masażu karku i szyi, jest

łatwy w użyciu, usprawnia krążenie i rozluźnia mięśnie. Kolorowa piłeczka z miękkimi kolcami i

możliwością zmiany twardości (Rys. 64b) służy do ćwiczeń, masażu oraz obudzania stref

reflektorycznych. Kolorowe piłeczki o jajowatym kształcie (Rys. 64c) są doskonałe do ćwiczenia


87


mięśni dłoni i przedramienia. Wreszcie specjalna masa do ćwiczenia palców i dłoni (Rys. 8d) jest

używana w rehabilitacji po urazach dłoni i chorobach reumatycznych.

a/ b/

c/ d/.

Rys. 64. Przykłady sprzętu do rehabilitacji domowej

Pływalnia jest idealnym miejscem na ćwiczenia ogólnorozwojowe (Rys. 65). Dzięki oporowi, jaki

stawia woda, można szybciej wymodelować swoje ciało i uzyskać pożądane kształty.

Wskazania do uprawiania ćwiczeń na basenie to:

• upośledzenie wydolności ogólnej

• spadek ogólnej wytrzymałości organizmu

• zaburzenia chodu

• osłabienie siły mięśniowej

• zaburzenia koordynacji ruchowej


88


Rys. 65. Ćwiczenia na basenie


89


13. Metody fizyczne i mechaniczne badań materiałów medycznych

13.1. Własności fizyczne materiałów medycznych

Do własności fizycznych, które mają znaczenie dla zastosowań medycznych, zalicza się:

- strukturę krystaliczną

- gęstość

- współczynnik rozszerzalności cieplnej

- przewodność cieplną

- temperaturę topnienia i wrzenia

- oporność elektryczną

- moduł sprężystości (moduł Younga)

- granicę plastyczności

Badania prowadzi się przy zastosowaniu znormalizowanych metod [1, 7, 28, 45, 68, 123, 124].

13.2. Własności mechaniczne materiałów medycznych

Moduł sprężystości wzdłużnej (moduł Younga E) – charakteryzuje cechy sprężyste materiału, czyli

zdoności do przyjmowania pierwotnej postaci po usunięciu działania siły, która zmieniła kształt

materiału. Moduł Younga oblicza się ze wzoru (1):

][PaE

(1)

gdzie: σ oznacza naprężenie powstające przy obciążeniu siłą F [N] próbki o przekroju S [mm2],

natomiast oznacza odkształceni sprężyste wywołane naprężeniem σ, które jest wyznaczane na

podstawie stosunku zmiany długości do długości początkowej.

13.3. Fizyczne metody badań materiałów medycznych

Do metod fizycznych badań materiałów medycznych zalicza się następujące metody:

- mikroskopia: optyczna, hologramowa, elektronowa, ultradźwiękowa (mikroskop transmisyjny

elektronowy TEM, mikroskop skaningowy elektronowy SEM, mikroskop sił atomowych AFM)

- spektrometria: optyczna i masowa

- analiza fluoroscencyjna

- tomografia: komputerowa, promieniowania X, magnetyczne rezonansu jądrowego


90


- ultrasonografia

- elektrokardiografia i encelografia.

Metody mikroskopowe

Obserwację obrazu struktury materiału przeprowadza się za pomocą metod mikroskopowych

Mikroskopia świetlna – do badań wykorzystuje się mikroskopy świetle, gdzie zastosowanie ma

światło widzialne odbite od powierzchni zgładu (specjalnie przygotowanej próbki za pomocą

szlifowania, polerowania i ewentualnie trawienia).

Mikroskopia elektronowa

- mikroskop elektronowy skaningowy (SEM) – badanie za pomocą wiązki elektronów emitowanych

z działa elektronowego uformowanych za pomocą soczewek magnetycznych. Wiązka elektronów

przemieszcza się po badanej powierzchni (skanuje), ulega odbiciu.

- mikroskop elektronowy transmisyjny (TEM) – wiązka elektronów dodatkowo przechodzi przez

odpowiednio przygotowaną folię, tzw. replikę dokładnie odwzorowującą badaną powierzchnię.

Metody spektroskopowe

Metody spektroskopowe dostarczają informacji na temat ilościowej i jakościowej oceny składu

chemicznego warstw powierzchniowych od 2 nm do 1 μm.

Najpopularniejszą metodą jest mikroanaliza rentgenowska, polegajaca na pomiarze

charakterystycznego promieniowania rentgenowskiego wzbudzonego przez wiązkę elektronów.

Dzięki tej metodzie można dokonać analizy ilościowej pierwiastków oraz rozmieszczenia

pierwiastków na powierzchni.

Metody dyfrakcyjne

.Metody dyfrakcyjne służą do analizy identyfikacji faz, które występują w powłokach lub

warstwach materiału, pomiaru ilościowego faz, pomiaru naprężeń własnych oraz pomiaru

parametrów sieci krystalograficznej.

13.4. Mechaniczne metody badań materiałów medycznych

Własności mechaniczne materiałów medycznych są podstawowymi parametrami, które decydują o

technicznej przydatności materiałów. Najczęściej analizuje się następujące własności mechaniczne

materiałów medycznych:


91


- wytrzymałość (na rozciąganie, na ściskanie, na skręcanie, na ścinanie) – odporność na działanie

niszczące czynników mechanicznych, czyli określenie granicznej wartości naprężenia, po której

następuje zniszczenie materiału;

- twardość - mechaniczna własność materiału wyrażająca się odpornością na odkształcenie

plastyczne przy działaniu skupionego nacisku na jego powierzchnię, podczas wciskania tzw.

wgłębnika czyli penetratora;

- sprężystość – własność materiału polegająca na powrocie materiału do pierwotnych kształtów i

rozmiarów po ustaniu obciążenia powodującego odkształcenie;

- plastyczność – własność materiału polegająca na trwałym odkształceniu materiału pod

działaniem sił zewnętrznych;

- kruchość - podatność materiału na pękanie pod wpływem małych odkształceń lub bez.

Pomiar modułu sprężystości

Pomiaru modułu sprężystości dokonuje się najczęściej metodami:

- pomiar ugięcia belki – próba zginania

- pomiar wydłużenia próbki – próba rozciągania

- próba ściskania

- pomiar częstotliwości drgań próbki w postaci pręta podpartego poprzez pomiar prędkości

dźwięku w materiale (metoda najdokładniejsza)

Próba rozciągania

Próbę rozciągania przeprowadza się na maszynie wytrzymałościowej poddając próbki rozciąganiu

wzdłuż osi próbki. Wyznaczona wartość wytrzymałości na rozciąganie Rm jest największym

naprężeniem odpowiadającym największej sile obciążającej podczas próby rozciągania. Podczas

próby rozciągania można wyznaczyć również granicę plastyczności, wydłużenie oraz moduł

sprężystości wzdłużnej.

Próba ściskania

Badanie wytrzymałości na ściskanie przeprowadza się na prasie.


92


Próba trzypunktowego zginania

Podczas próby trzypunktowego zginania można wyznaczyć wytrzymałość na zginanie Rg, będącą

stosunkiem niszczącego momentu gnącego Mg [Nmm] do wskaźnika przekroju przy zginaniu W

[mm3]:

][MPaW

MR

g

g (2)

Wartość momentu gnącego Mg zależy od działającej siły oraz od odległości pomiędzy podporami.

Wskaźnik wytrzymałości uzależniony jest od rodzaju przekroju (okrągły, kwadratowy, prostokątny,

złożony).

Pomiar twardości

Twardość materiału można mierzyć metodami statycznymi oraz dynamicznymi. Do metod

statycznych należą:

- metoda Brinella

- metoda Rockwella

- metoda Vickersa: wgłębnik ma kształt diamentowego ostrosłupa o podstawie kwadratu i kącie

między przeciwległymi ścianami równym 136o, który wciska się w podłoże z siłą od 1,961N do

980N. Na powierzchni badanego materiału powstaje odcisk ostrosłupa.

2189,0

d

FHV (3)

Gdzie: F – siła nacisku [N], natomiast d jest średnią arytmetyczną przekątnych jednego odcisku

[mm].

Pomiar mikrotwardości materiałów nanometrycznych przeprowadza się nanotwardościomierzami,

które są połączone z mikroskopem sił atomowych (AFM), gdzie skanuje się wybrany obszar a

następnie za pomocą wgłębnika diamentowego mierzy jego twardość.

Pomiar ścieralności

Badanie ścieralności polega na pomiarze ubytku masy próbki podczas ścierania jej na wirującej

tarczy ściernej metodą pin-on-disc. Płaska próbka umieszczana jest na obrotowej tarczy i

poddawana zużyciu przez tarcie trzpienia obciążonego stałą siłą. Próba pin-on-disc jest często

wykorzystywana do badań materiałów dla protetyki stomatologicznej.


93


14. Metody chemiczne i biologiczne badań materiałów medycznych

Materiały medyczne, które kontaktują się z organizmem ludzkim, muszą charakteryzować się

odpowiednimi właściwościami biologicznymi. Badania biologiczne natomiast muszą być wykonane

zgodnie z ogólnymi wytycznymi doboru badań oceny biologicznej podanymi w PN-EN ISO 10 993-1

oraz zaleca się, aby były one wybrane spośród metod opisanych w normach serii ISO 10 993 [1,

125]. Szczegółowe warunki wykonania takich badań ustala ekspert, który dysponuje odpowiednimi

danymi chemicznymi, fizycznymi i biologicznymi dotyczącymi badanego wyrobu i który jest

świadomy przewidywanych warunków jego użycia. Badania te obejmować mogą: ocenę wstępną;

badania in vitro; badania in vivo na zwierzętach.

14.1. Wstępna ocena biologiczna

Metody używane do wstępnej oceny biologicznej:

- analiza za pomocą spektrofometrów – aparatów umożliwiających analizę spektralną światła i

pomiar strumienia świetlnego. Analiza jakościowa i ilościowa składu promieniowania i pomiar

stężeń substancji, głównie substratów reakcji biochemicznych przebiegających w organizmie do

pomiaru aktywności enzymów.

- metoda chromatografii gazowej – określenie procentowej zawartości składu mieszanin związków

chemicznych. Szybka analiza złożonych związków chemicznych i ocena ich czystości;

- metoda odwróconej chromatografii gazowej – metoda służąca do analizy powierzchni ciał stałych

polegająca na fizykochemicznym rozdzieleniu na fazę nieruchomą (faza stacjonarna) oraz fazę

ruchomą, którą jest gaz;

- metoda chromatografii cienkowarstwowej – w tej metodzie fazę stacjonarną stanowi cienka

warstwa (metoda TLC).

14.2. Badania in vivo

Badania biozgodności in vivo polegają na wszczepieniu biomateriału do organizmu zwierząt

doświadczalnych (pod skórę lub w tkanki docelowe).

Obserwacje kliniczne to: testy laboratoryjne (badanie krwi, moczu) oraz badania nieinwazyjne

(Rtg, USG, MRI).


94


Przeprowadza się również badania histopatologiczne – badania tkanek otaczających wszczepiony

biomateriał. Badania wykonuje się po wykonaniu sekcji zwierzęcia i pobraniu fragmentów tkanek

różnych narządów – ocena reakcji zachodzących w bezpośrednim kontakcie z badanym

materiałem.

14.3. Badania in vitro

Test genotoksyczności, karcenogenności

Działanie genotoksyczne – zdolność do indukowania zmian w sekwencji nukleotydów DNA

bezpośrednio przez dany związek, albo jego reaktywny metaboli

Metody oceny genotoksyczności:

1. Ocena mutacji genowych:

- Test mutacji powrotnych na bakteriach – badanie czy dana substancja jest mutagenna

- Test mutacji genowych na komórkach ssaków in vivo

- Test plamkowy na myszach

2. Ocena aberracji chromosomowych (zmiana liczby lub struktury chromosomów):

- Test aberracji chromosomowych na komórkach ssaków in vivo

- Test aberracji chromosomowych na szpiku kostnym ssaków in vivo

- Inne

3. Ocena efektów genotoksycznych – najczęściej używa się fibroblastów chomika chińskiego oraz

limfocytów krwi człowieka.

4. Badanie transformacji komórek ssaków in vitro.

Reakcja z krwią

Krew jest swoistą odmianą tkanki łącznej, która składa się z płynnej substancji międzykomórkowej,

czyli osocza oraz elementów morfotycznych – krwinek (czerwonych i białych) oraz płytek krwi.

Największym problemem związanym z implantacją materiałów medycznych jest powstanie na ich

powierzchni zakrzepów, które mogą doprowadzić do poważnych powikłań zatorowo-

zakrzepowych.

Badania przeprowadza się metodami in vivo oraz in vitro ustalając czas kontaktu, temperaturę,

warunki jałowości oraz warunki przepływu krwi.

- Badanie in vitro – badanie działania hemolitycznego na erytrocyty metodą pośrednią (z

zastosowaniem wyciągów) oraz metodą bezpośrednią (wykorzystanie krwi cytrynianowej)


95


- Badanie in vivo – wszczepienie implantu zwierzętom.

Cytotoksyczność in vitro

Badanie cytotoksyczności jest pierwszym etapem badania biozgodności.

• Metody badań cytotoksyczności:

- z zastosowaniem wyciągu – z wykorzystaniem pożywki hodowlanej z surowicą, bez

surowicy lub fizjologicznego roztworu chlorku sodowego;

- w kontakcie bezpośrednim z hodowlą komórkową;

- w kontakcie pośrednim z hodowlą komórkową.

Badanie cytotoksyczności wykonuje się na komórkach otrzymanych z renomowanych ośrodków

lub komórkach bezpośrednio otrzymanych z żywych tkanek.

Przeprowadza się:

- ocenę jakościową – wakuolizacja komórek, oddzielenie komórek od podłoża, liza komórek i

błon komórkowych;

- ocenę ilościową – określenie liczby komórek martwych, stopień zahamowania wzrostu

komórek, zdolność do namnażania i formowania kolonii, ilość białek i wydzielanie

enzymów.

Dodatkowo, przeprowadzane są również badania poziomu cytokin, szczególnie, jeżeli materiał

medyczny ma zostać użyty do kontaktu z krwią. Badania takie prowadzone są na komórkach

jednojądrzastych krwi obwodowej lub makrofagach.

Testy oceniające reakcje alergiczne i wrażliwość w obecności materiału

Materiały medyczne w kontaktach z organizmem żywym uwalniają związki chemiczne, które mogą

powodować podrażnienia skóry, błon śluzowych lub spojówki oka. Odpowiedzią jest reakcja

zapalna tkanki.

Badania, w jaki sposób substancja może podrażniać skórę człowieka przeprowadza się za pomocą

testów in vivo na królikach albinosach, myszach i świnkach morskich.

Metody rozpoznawania chorób alergicznych:

- Testy skórne i próby ekspozycyjne (testy alergologiczne)

- Oznaczenie stężenia immunologlobulin i eozynofili

- Genetyczna kontrola odpowiedzi immunologicznej.


96


Ocena ilościowa produktów degradacji

Aby ocenić ryzyko kliniczne zastosowania materiałów medycznych jako implanty, niezbędne jest

przeanalizowanie mechanizmów degradacji oraz ocenić ilościowo produkty degradacji, które mogą

być uwalniane wskutek reakcji chemicznych, wymywania, migracji i depolimeryzacji. Badania

przeprowadza się w roztworach i buforach: bufor fosforowy, nadtlenek wodoru, odczynnik

Fentona.

Metody badań produktów degradacji:

- metoda przyspieszona – w temperaturze powyżej 37oC. Ocenę degradacji przeprowadza się po 2 i

7 dniach.

- badanie w czasie rzeczywistym – w temperaturze 37oC

Ocena degradacji ceramicznych materiałów medycznych przeprowadzana metodami

analitycznymi: wiskozymetrią, metodą kalorymetrii skaningowej, fourierowskiej spektroskopii w

podczerwieni. Badania przeprowadza się mierząc aktywność fosfatazy kwaśnej, poziom

osteocalcyny i osteopontyny, osteoklastów (mikroskop skaningowy i metody radiograficzne).

Ocena ilościowa produktów degradacji:

- metoda przesiewowa - test w roztworze ekstremalnym, przy niskim pH w zbuforowanym

roztworze kwasu cytrynowego.

- symulacja warunków in vivo. – w temp. 37oC przez 120 godzin.

Ocena ilościowa produktów degradacji materiałów z metali i ich stopów przeprowadzana jest za

pomocą metod:

- test potencjodynamiczny i potencjostatyczny – ocena elektrochemicznego zachowania się

materiału

- test immersyjny – chemiczna degradacja materiału i analiza produktów degradacji.


97


15. Odbiór jakościowy biomateriałów

Współczesne materiały stosowane w medycynie pociągają za sobą potrzebę doskonalenia

stosowanych już w praktyce biomateriałów, a także próby wprowadzenia do praktyki lekarskiej

nowych. Wprowadzając implant do organizmu człowieka zakłada się, iż będzie on długotrwale

spełniać określoną funkcję. Dobre zespolenie wszczepu z kością oraz odpowiedni kształt implantu

uwzględniający rozkład naprężeń na granicy kontaktu implant – tkanka kostna oraz zapewniający

sztywne osadzenie wszczepu w kości przez cały okres jego przebywania w organizmie pozwoli na

stworzenie takich warunków, jakie towarzyszą normalnemu procesowi gojenia złamanej kości.

Aby wytwarzać różne postacie implantów przez wzrastającą liczbę producentów na świecie,

zachodziła potrzeba opracowania określonych zasad projektowania, wytwarzania i kwalifikacji ich

jakości. Ugruntowanie zasad prawnych i normatywnych stwarzało możliwość dokonywania

wymiany doświadczeń klinicznych z implantami i stanowi do dziś podstawę do weryfikacji oraz

optymalizacji rozwiązań konstrukcyjnych, oceny jakości użytkowej implantów i biomateriałów oraz

opracowania metodologii określania ich własności [7].

Przy projektowaniu implantu pierwotnie określona jest jego postać użytkowa. Ustalane są cechy

geometryczne implantu, które muszą uwzględniać szerszą populację pacjentów, a więc ich cechy

antropometryczne. Zazwyczaj przygotowany jest typoszereg wymiarowy implantów odnoszony do

określonej populacji pacjentów (dorośli, dzieci, mężczyźni, kobiety, wiek, ciężar itp.). Kolejno na

przesłankach biomechanicznych rozpatrywane są zagadnienia obciążeń wybranych struktur

komórkowych, ich własności fizyczne (rozkłady gęstości, współczynników sprężystości, cech

geometrycznych). Analiza stanu naprężeń i przemieszczeń w układzie implant-tkanki pozwala

dobrać optymalne własności mechaniczne biomateriałów lub kompozycji biomateriałów. W

kolejnych analizach rozpatrywane są zagadnienia więzi kontaktowej biomateriał – tkanka - płyn

ustrojowy, która jest uzależniona od własności fizykochemicznych materiału, a więc jego struktury

chemicznej i fazowej, własności mechaniczno-elektrycznych. Uwzględniana jest też struktura

materiału, faktografia powierzchni implantu, siły połączenia w różnych warunkach stymulacji. Ten

zakres oceny jakości materiału odnoszony jest już do określonych struktur organizmu, a wiec na

poziomie cytologii i histologii z procesami biochemicznymi. Tu powinny być uwzględnione reakcje

odczynowe i immunologiczne, a więc biotolerancja implantu w środowisku tkanek i płynów

ustrojowych [7].


98


Kwalifikacja biomateriałów oraz wytwarzanych z nich implantów często zbudowanych z wielu

elementów konstrukcyjnych, wykonanych niekiedy z różnych biomateriałów lub biomateriałów

kompozytowych, jest wieloetapowa i bardziej złożona metodycznie, niż prowadzi się ją w

odniesieniu do tradycyjnych materiałów konstrukcyjnych.

Podstawą kwalifikacji biomateriału jest określenie jego struktury chemicznej i fazowej, które

prowadzone jest wg ustaleń normatywnych i obejmuje zarówno ocenę jakościową, jak i ilościową

(skład chemiczny i fazowy, stopień zanieczyszczenia materiału, wielkość ziarna itp.). Normy

przedmiotowe determinują rodzaj i ilość analizowanych składników. Stężenia składników

utrzymywane muszą być w założonych granicach tolerancji. Zalecana jest także kontrola własności

mechanicznych (statyczna próba: rozciągania, ściskania, zginania, skręcania, pomiary twardości i

modułów sprężystości). Wielkości uzyskane z prób odnoszone są do zaleceń normatywnych, w

których przyjmowana jest ich odpowiednia tolerancja. Zróżnicowanie cech mechanicznych

biomateriałów zależy od stanu umocnienia (np. odlewany, wyżarzony, obrobiony cieplnie czy

przerobiony plastycznie) lub też postaci półwyrobu, a niekiedy techniki wytwarzania.

Uzupełniająco prowadzi się badania własności fizykochemicznych (odporności korozyjnej

biomateriałów, własności elektrycznych, rozszerzalności itp.). Badania powinny być prowadzone w

laboratoriach akredytowanych dla ustalenia populacji próbek i oszacowane statystycznie [126,

127].

Oprócz badań jakości biomateriałów prowadzona jest ocena jakości implantów. W tej grupie

badań stosowane są dodatkowe próby kwalifikacyjne, które odzwierciedlają przydatność implantu

do określonych zastosowań i techniki operacyjnej. Badania te dostarczają uzupełniających

informacji o własnościach fizykochemicznych wyrobów.

Kwalifikacja jakości biomateriału wymaga ostatecznie przeprowadzenia dodatkowych badań

biologicznych w tkankach zwierząt doświadczalnych. Badania te wykonywane są wg algorytmów

przewidzianych w przepisach normatywnych i obejmują ocenę biotolerancji wszczepów z danego

biomateriału w tkankach dwóch gatunków zwierząt z zalecanej grupy (szczury, króliki, psy, barany i

cielęta). W badaniach tych mogą być ujawnione reakcje toksykologiczne, alergiczne czy też efekty

drażnienia.

Badania prowadzi się dla dwóch grup zwierząt – doświadczalnej, w tkankach których bada się

biomateriał testowanego producenta, oraz kontrolnej, którym wszczepia się z kolei biomateriały

wzorcowe. Badania prowadzi się w wytypowanych jednostkach doświadczalnych, które posiadają

wymagane uprawnienia.


99


Po ustalonym okresie wszczepione implanty są pobierane i ocenia się reakcje okołowszczepowe i

ogólne u zwierząt. Jako uzupełniające prowadzone są badania biomateriału (ubytków korozyjnych,

zmian strukturalnych).

Rodzaje badań wykonywanych na tym etapie doświadczeń zalezą od przewidzianego okresu

implantacji danego biomateriału. W zależności od przewidywanego okresu kontaktu biomateriału

z tkankami w przepisach prawnych zalecane są następujące badania: cytotoksyczności, działania

uczulającego i drażniącego lub reaktywności skórnej, toksyczności ogólnoustrojowej (ostrej),

subchronicznej (podostrej) i przewlekłej genotoksyczności, toksycznego wpływu na rozrodczość i

rozwój oraz zgodności z krwią. Do badań przewiduje się następujące tkanki: skórę, krążącą i

pobraną krew, tkanki miękkie, kości, zębiny oraz tkanki organów wewnętrznych (wątroby,

śledziony, nerek, płuc i serca) [125, 128, 129].

Pozytywny wynik tych badań umożliwia prowadzenie kolejnych badań klinicznych. Ośrodki

prowadzące badania kliniczne muszą mieć odpowiednie uprawnienia. Do prowadzenia badań

konieczna jest akceptacja Komisji Etycznej powoływanej w jednostkach służby zdrowia, najczęściej

akademickich. W procedurze realizacji badań klinicznych muszą być jasno sprecyzowane cele

badań, metodyka, kryteria włączenia i wyłączenia z badan oraz ustalony musi być okres badań

klinicznych. Konieczna jest też zgoda pacjentów na prowadzone badania i wyczerpująca informacja

o możliwości negatywnych skutków prowadzonych badań [125, 128, 129].

Wyniki badań klinicznych powinny zawierać szczegółowe informacje o zakresie prowadzonych

obserwacji, tolerancji i biodegradacji implantów łącznie z podaniem opisów chorych, u których

wystąpiły objawy niepożądane oraz uwagi dotyczące klinicznych efektów praktyczno-użytkowych.

Ostateczna kwalifikacja jakości i przydatności klinicznej implantów z określonych biomateriałów,

pochodzących od danego wytwórcy, może nastąpić po uzyskaniu pozytywnych opinii kilku

ośrodków klinicznych [1,7].


100


SPIS ILUSTRACJI

str.

1 Podział stosowanych obecnie biomateriałów [4,5] 5

2 Najważniejsze obszary zastosowania biomateriałów [7] 6

3 Klamry z pamięcią kształtu zastosowane w osteosyntezie [16] 8

4 Stent wieńcowy: a) nierozprężony na baloniku, b) rozprężony stent na baloniku, c) rozprężony stent po

usunięciu balonika [19]

10

5 Zmiana masy cząsteczkowej, wytrzymałości oraz ciężaru w funkcji czasu dla implantów wykonanych z

polimerów resorbowalnych [25]

12

6 Syntetyczny, wchłanialny, jednowłóknowy materiał szewny wykonany z polipropylenu [31] 15

7 Przykładowe gazy opatrunkowe [31] 21

8 Splot włókniny [31] 21

9 Widok przędzy tkackiej [31] 22

10 Przykłady narzędzi bezprzegubowych: a) hak odciągający typu Richardson; b) haczyk [40] 30

11 Przykłady narzędzi: a) jednoprzegubowego – igłotrzymacz typu Hegar; b) wieloprzegubowego – nożyce do

cięcia żeber typu Stille – Liston [40]

30

12 Przykłady narzędzi chirurgicznych o ostrych częściach roboczych: a) nóż chirurgiczny typu Virchow, b)

odgryzacz kostny typu Mead, c) kleszcze do ciecia kości typu Cleveland [44]

32

13 Przykłady narzędzi chirurgicznych o gładkich częściach roboczych: a) hak chirurgiczny trójłyżkowy typu

Collin, b) łopatka jelitowa typu Reverdin [44]

33

14 Przykłady narzędzi chirurgicznych o częściach roboczych z nacięciami: a) kleszczyki naczyniowe typu

Overholt – Martin, b) igłotrzymacz typu Crile [44]

33

15 Przykłady uchwytów narzędzi chirurgicznych jednoczęściowych: a) hak chirurgiczny typu Mikulicz, b)

skalpel, c) skrobaczka kostna typu Bruns [44]

34

16 Przykłady uchwytów narzędzi chirurgicznych dwuczęściowych: a) kleszcze porodowe McLean – Luikart, b)

pinceta typu Standard, c) nożyczki chirurgiczne typu Mayo – Stille, d) kleszcze do cięcia kości typu Stille –

Liston [44]

34

17 Zastosowanie złącza prostego do połączenia rękojeści skalpela z wymiennym brzeszczotem [44] 35

18 Przykłady narzędzi dwuczęściowych wyposażonych w elementy specjalne: a) sprężyna płaska w kleszczach

do trzymania odłamów kostnych typu Frosch, b) sprężyna płaska w kleszczach do ciecia kości typu

Markwalder, c) sprężyna płaska podwójna w igłotrzymaczu typu Hösel, d) sprężyna naciskowa w zaciskaczu

do naczyń krwionośnych typu Buldog [41,44]

35

19 Schemat urządzenia do azotowania jarzeniowego: 1 - komora, 2 - zasilacz

elektryczny, 3 - wsad, 4 - dozownik gazów, 5 - pompa próżniowa [47]

37

20 Przykłady zastosowania obróbki laserowej 38

21 Schemat przemian możliwych do wykonania w procesie zol-żel 39

22 Schemat tworzenia się powłoki natryskiwanej cieplnie, 1- lot cząstki w kierunku natryskiwanej powierzchni,

2- cząstki metalu i warstewek tlenkowych tworzące natryskiwaną powłokę [45]

40


101


23 Schemat procesu PVD – nanoszenie warstw Al przez odparowanie grzaniem oporowym stałego Al w próżni 41

24 Krzywa polaryzacji żelaza w kwasie siarkowym [57] 44

25 Schemat procesu anodowania 45

26 Morfologia powierzchni tytanu po utlenianiu anodowym przy 50A/m2, 340V [61] 46

27 Schemat praw kinematycznych utleniania metali ; Δm- przyrost masy związanego utleniacza , S-

powierzchnia próbki metalu, t-czas [69]

48

28 Klamry z pamięcią kształtu zastosowane w osteosyntezie [14] 53

29 Wykres Schaefflera uwzględniający równoważnik CrE i NiE [7] 54

30 Zestaw do stabilizacji zewnętrznej kości [14]: a) jednostronne; b) dwustronnie utwierdzone; c) układ

trójkątny z wszczepami jednostronnie utwierdzonymi; d) układ trójkątny z wszczepami jedno- i

dwustronnie utwierdzonymi; e) układ półkołowy z wszczepami jedno- i dwustronnie utwierdzonymi; f)

układ kołowy z wszczepami dwustronnie utwierdzonymi

55

31 Nowoczesny tytanowy implant [83] 57

32 Wypełnianie ubytków implantami 58

33 Wyposażenie gabinetu stomatologicznego 61

34 Przykład leczenia protetycznego [86] 61

35 Struktura dendrytyczna stopu Co-Cr-Mo, [92] 63

36 Endoproteza stawu kolanowego [95] 64

37 Elementy kształtowe do zespoleń [96] 64

38 Wkręt kostny wykonany z tytanu [93] 66

39 Mechaniczna zastawka serca [93] 67

40 Wkręt stomatologiczny [93] 67

41 Kliny na galluksy 69

42 Kliny przeciw płaskostopiu podłużnemu 70

43 Wkładki ortopedyczne 70

44 Wkładki ortopedyczne termoplastyczne z podniesieniem sklepienia 71

45 Wkładki pod pięty 72

46 Wkładki wentylujące 72

47 Żelowe podpiętki pod ostrogi 73

48 Podkładka metatarsalna 73

49 Proteza kosmetyczne ramienia [116] 74

50 Proteza kosmetyczne przedramienia [116] 75

51 Proteza kosmetyczna dłoni [117] 75

52 Implant kosmetyczny dla mężczyzn 76

53 Implant łydki 76

54 Implanty o powierzchni teksturowanej wypełnione żelem silikonowym 77

55 Implanty piersi o powierzchni z pianki mikropoliuretanowej (MPS) 78

56 Implanty piersi o powierzchni gładkiej wypełnione żelem silikonowym 79

57 System Rehabilitacji Kardiologicznej 81


102


58 System do rehabilitacji ruchowej kończyn dolnych 82

59 Trzymodułowy pionizator statyczno-dynamiczno-rehabilitacyjny 83

60 Poręcze do nauki chodzenia 84

61 Elektryczny rotor do ćwiczeń czynnych i biernych 84

62 Elektryczny rotor do rehabilitacji kończyn 85

63 Wózek inwalidzki 86

64 Przykłady sprzętu do rehabilitacji domowej 87

65 Ćwiczenia na basenie 88


103


SPIS TABEL

str.

1 Czynniki odgrywające rolę w osteointegracji wszczepu [109] 66

2 Właściwości ważniejszych metalowych materiałów implantacyjnych [113] 68


104


SPIS LITERATURY

Literatura źródłowa 1

1. Biocybernetyka i Inżynieria Biomedyczna 2000. Biomateriały IV tom, PAN, [red.] M. Nałęcz,

Akademicka Oficyna Wydawnicza EXIT, Warszawa 2003.

2. Biomaterials Consensus Conference at the National Institute of Heath, 1982

3. Williams D.F. (ed.): Definitions in biomaterials. Amsterdam-Oxford-New York-Tokyo.

Elsevier 1987, s. 24.

4. Marciniak J. i inni: Biomechaniczne, metaboliczne, bioelektroniczne i kliniczne aspekty

złamań. Praca badawcza Inst. Metaloznawstwa Pol. Śl., Gliwice 1986-90.

5. Maciejny A.: Zadania inżynierii materiałowej. Inżynieria Materiałowa nr 6, 1994.

6. Otfinowski J., Pawelec A.: Powikłania alloplastyki stawu biodrowego związane z

zastosowaniem polietylenu jako elementu endoprotezy. Materiały seminarium

„Biomechanika w implantologii”, Ustroń 1997

7. Marciniak J.: Biomateriały. Wydawnictwo Politechniki Śląskiej, Gliwice 2002

8. Poloński L. (red.): Podstawy kardiologii. Katowice, Zakład Poligrafii Śląskiej Akademii

Medycznej, 2000

9. Materials Science and Engineering for the 1990s. National Research Council, National

Academy Press, Washington D.C. 1989.

10. Drugacz J., Januszewski K., Lekston Z.: Zespolenia złamań żuchwy tytanowo-niklowymi

implantami z pamięcią kształtu. Materiały konferencji „Biomateriały w stomatologii”,

Ustroń 1995

11. Surowska B., Weroński A.: Struktura i własności biomateriałów. Prace Naukowe

Politechniki Lubelskiej 219, Mechanika, nr 50, 1995

12. Kaliszewski E., Miśta S., Pisarek I.: Dobór składu chemicznego stali na krajowe

implanty chirurgiczne. Hutnik, nr 4, 1989

13. Łaskawiec J., Michalik R.: Zagadnienia teoretyczne i aplikacyjne w implantach.

Wydawnictwo Politechniki Śląskiej, Gliwice 2002

14. Będziński R.: Biomechanika inżynierska. Zagadnienia wybrane. Oficyna Wyd.

Politechniki Wrocławskiej. Wrocław 1997


105


15. Williams D.: Materials Science and Technology – Medical and Dental Materials. R.W. Cahn,

P. Haasen, E.J. Kramer, vol.14

16. Soga Y., Doi H., Yoneyama T.: Tensile properties and transformation temperatures of Pd

added Ni-Ti alloy dental castings. Journal of Materials Science – Materials in Medicine, nr

11, 2000.

17. Pawelec A., Otfinowski J.: Niejednorodna struktura wewnętrzna polietylenu jako źródło

powikłań alloplastyki stawu biodrowego. Materiały seminarium „Biomechanika w

implantologii”, Ustroń 1997

18. Gierzyńska-Dolna M., Sobociński M., Więckowski W.: Trybologiczne właściwości polietylenu

stosowanego w medycynie. Acta of Bioengineering and Biomechanice, vol.2, suppl. 1,

2000-Materiały XVI Szkoły Biomechaniki

19. Koszul J., Stodolnik B.: Głowy endoprotez częściowych z polietylenu. Materiały

Konferencji „Nowe materiały i technologie dla medycyny”, Częstochowa-Kokotek, 1995.

20. Balin A., Toborek J.: Wpływ cech materiałowych i konstrukcyjnych komponentów

sztucznego stawu biodrowego na jego biofunkcjonalność. Materiały Konferencji „Nowe

materiały i technologie dla medycyny”. Częstochowa-Kokotek 1995

21. Balin A., Toborek J.: Wpływ własności cementu chirurgicznego na biofunkcjonalność

sztucznego stawu biodrowego. Materiały Seminarium „Biomechanika w implantologii”,

Ustroń 1997

22. Gogolewski S.: Polimery resorbowalne w medycynie. Materiały VII Konferencji

Naukowej „Biomateriały w medycynie i weterynarii”. Rytro 1996

23. Middleton J., Tipton A.: Synthetic biodegradable polymers as orthopedic devices.

Biomaterials, 21, 2000, 2335-2346.

24. Gugała Z., Gogolewski S.: Cementy ceramiczne jako wypełniacze ubytków kostnych

traktowanych resorbowalnymi membranami polimerowymi. Materiały VI Konferencji

Naukowej „Biomateriały węglowe i ceramiczne”, Rytro 1995

25. Ślosarczyk A.: Bioceramika hydroksyapatytowa. Polski Biuletyn Ceramiczny, nr 13, Polskie

Towarzystwo Ceramiczne, Kraków 1997

26. Rosiek D., Wala G.: Porowata i warstwowa ceramika korundowa jako biomateriał.

Ceramics, nr 46, 1994

27. Ashby M.: Dobór materiałów w projektowaniu inżynierskim. Wydawnictwo

Naukowo-Techniczne, Warszawa 1998


106


28. Maw J.L., Quinn J.V., Wells G.A.: A prospective comparison of octylcyanoacrylate

tissue adhesive and suture for the closure of head and neck incisions. J. Otolaryngol.

26, 1997, 26-30

29. Osmond M.H., Klassen T.P., Quinn J.V.: Economic comparision of a tissue adhesive

and suturing in the repair of pediatric facial lacerations. J. Pediatr. 126, 1995, 892-895

30. Quinn J., Maw J., Ramotar K.: Octylcyanoacrylate tissue adhesive versus suture wound

repair in a contaminated wound model. Surgery 122, 1997, 69-72

31. www.wikipedia.pl

32. Pocius A.V.: Adhesion and adhesive technology. Hanser Publ., Munich, 1997

33. Toriumi D.M., O`Grady K., Desai D.: Use of octyl – 2 – cyanoacrylate for skin closure in

facial plastic surgery. Plast. Reconstr. Surg. 102, 1998, 2209-2219

34. Callaghan J.J.: The clinical results and basic science of total hip arthroplasty with

porous – coated prostheses. J. Bone Joint Surg. Am. 75, 1993, 299-310

35. Jiranek W.A., Hanssen A.D., Greenwald A.S.: Antibiotic – loaded bone cement for

infection prophylaxis in total joint replacement. J. Bone Joint Surg. Am. 88, 2006,

2487 – 2500

36. Juszkiewicz Wł., Pielka S., Staniszewska – Kuś J., Paluch D.: Badanie odczynu

tkankowego na wszczepy cementu apatytowego zawierającego wankomycynę.

Polimery w Medycynie 23, Nr 3, 2003, 19-25

37. Budynek M., Nowacki C.: Opatrywanie ran – wiedza i umiejętności. Makmed, Lublin, 2008.

38. Farmacja praktyczna. R. Jachowicz [red.], PZWL, Warszawa, 2008.

39. Eibl-Eibesfeldt B., Kessler S.: Opatrunki. Urban i Partner, 1999.

40. Paszenda Z., Tyrlik-Held J.: Instrumentarium chirurgiczne. Wydawnictwo Politechniki

Śląskiej. Gliwice 2003

41. Hendzel M.: Narzędzia i urządzenia medyczne – budowa i naprawa. Wydawnictwo

szkolne i pedagogiczne, wyd. II. Warszawa 1987

42. PN-EN 10088-1:1998: Stale odporne na korozję. Gatunki

43. ISO/DIS 7153-1-1998: Surgical instruments – Metallic materials

44. Katalog instrumentarium chirurgicznego firmy Martin – Chirurgie – Katalog

45. www.pg.gda.pl/~kkrzyszt/skrypt.html

http://www.wikipedia.pl/

http://www.ksiazkimedyczne.pl/szukaj.php?str=Bernolf+Eibl-Eibesfeldt

http://www.ksiazkimedyczne.pl/szukaj.php?str=Sigurd+Kessler


107


46. Burakowski T., Wierzchoń T.: Surface engineering of metals: principle, equipment,

technology. CRS Press, Boca Raton, New York, London 1999

47. Wolarek Z.: Wnikanie, transport i absorpcja wodoru przez azotowane żelazo. Instytut

Chemii Fizycznej PAN, Warszawa, 2007

48. Czarnowska E., Wierzchoń, Maranda A., Kaczmarkiewicz E.: Improvement of titanium alloy

for biomedical applications by nitriding and carbonitriding processes under glow discharge

conditions. J. Mater. Sci. 11, 2000, 73 -81

49. Wierzchoń T., Czarnowska E., Krupa D.: Inżynieria powierzchni w wytwarzaniu

biomateriałów tytanowych. Oficyna Wydawnicza Politechniki Warszawskiej, Warszawa,

2004

50. Han Y., Hong S.-H., Xu K.W.: Porous nanocrystalline titania films by plasma electrolytic

oxidation. Surf. Coat. Technology 154, 2002, 314-318

51. Hammersley G., Hackel L.A., Harris F.: Surface prestressing to improve fatigue strength of

components by laser shot peening. Optics Lasers Engi. 34, 2000, 327-337

52. Montross C.S., Wei T., Ye L., Clark G., Mai Y-W.: Laser shock processing and its effect on

microstructure and properties of metal alloys: a review. Int. J. Fatigue 24, 2002, 1021-1036

53. Burakowski T., Marczak J., Napadłek W., Sarzyński A., Modyfikacja właściwości warstwy

wierzchniej stopów metali falą uderzeniową generowaną impulsem laserowym – stan

aktualny oraz perspektywy. Problemy Eksploatacji – Zeszyty Naukowe Instytutu Technologii

Eksploatacji, t.54, nr 3, 2004, 83-102

54. www.wsiddata.esco.pl/krajewska.pdf

55. B. Formanek, K. Szymański: Natryskiwane cieplnie powłoki o wysokiej odporności na

zużycie erozyjne i korozyjne, Inżynieria Materiałowa 2004, 4(141),783-790

56. K. Byrappa, T. Adschiri: Progressin Crystal Growthand Characterization of Materials, 53,

2007, 117-166

57. G. Wranglen, Podstawy korozji i ochrony metali,WNT, Warszawa ; 1985

58. B. Formanek, K. Szymański, Natryskiwanie cieplne płomieniowo kompozytowe powłoki

zawierające węgliki chromu, tytanu i wolframu, KOMPOZYTY (COMPOSITES) 6(2006)1, 52-

57

59. E. Krasicka-Cydzik, Formowanie cienkich warstw anodowych na tytanie i jego

implantowanych stopach w środowisku kwasu fosforowego, Monografia, Zielona Góra,

2003

60. P. Tengvall, I. Ludstrom, Phisico-chemical considerations of titanum as a biomateral, Clin.


108


Mater. 9(1992), 115-134

61. X. Zhu, K-H Kim, Y.Jeong, Anodic oxide films containing Ca and P of titanum biomaterial,

Biomaterials, 22(2001), 2199-2206

62. J. Deplancke,R. Winand, Galvanostatic anodization of titanum-I. Structuress and

compositions of the anodic films, Electrochim. Acta, 33(11)(1988),1539-1549

63. T. Sul, C. Johansson, Y. Jeong, T. Albektsson, The electrochemical oxide growth behaviour

on titanum in acid and alkaline electrolytes, med. Eng. Phys., 23 (2001), 329-346

64. J. Lausmaa, B. Kasemo, H. Mattsson, H. Odelius, Multi-technique surface characterization

of oxide films on electropolished and anodically oxidized titanum, Appl.Surf.Sci.,

45(1990),189-200

65. H. Badekas, C.Panagopoulos, Titanum anodization under constant voltage conditions, Surf.

Coat. Technol., 31(1987), 381-339

66. E. Krasicka-Cydzik, j. Głazowska, Elektrochemiczna metoda formowania bioaktywnych

warstw na Ti i jego stopach, Uniwersytet Zielonogórski, Zielona Góra, 115-121

67. C. Sittig, M. Textor, N.D. Spencer, M. Wieland, P.-H. Valloton, on implant materials CP Ti,

Ti6Al7Nb, Ti6Al4V with different parameters. J. Mater. Sci., Mater. Med. 10,1, 1999,35-46

68. L.A. Dobrzański, Metaloznawstwo z podstawami nauki o materiałach, WNT, Warszawa,

1996

69. www.biofizyka.p.lodz.pl

70. www.zmio.ps.pl; S. Mrowec, Korozja gazowa;Wydawnictwo”Śląsk”, Katowice, 1975

71. K.Byrappa, M. Yoshimura, Handbook of hydrotermal technology, Noyes Publications, New

Jersey, USA, 2001

72. Podręcznik dla asystentek i higienistek stomatologicznych. Z. Jańczuk [red.], PZWL,

Warszawa, 2009.

73. G. Harmsen: Przebieg operacji od A do Z. Praktyczny przewodnik dla instrumentariuszek.

PZWL, Warszawa, 1999.

74. Bojarski Z., Morawiec H.: Pamięć kształtu w metalach. Archiwum Nauki o

Materiałach, t.I, z. 1-2, 1980, 5-20

75. Ciszewski B., Przetakiewicz W.: Nowoczesne materiały w technice. Wydawnictwo

Bellona, Warszawa 1993

76. Likibi F., Assad M., Jarzem P., Leroux M.A., Coillard Ch., Chabot G., Rivard Ch.-H.:

Osseointegration study of porous nitinol versus titanium orthopaedic implants.

Eur. J. Orthop. Surg. Traumatol. 14, 2004, 209-213

http://www.biofizyka.p.lodz.pl/

http://www.zmio.ps.pl/


109


77. Williams D.: Materiale Science and Technology – Medical and Dental Materials.

R.W. Cahn, P. Haasen, E.J. Kramer, vol.14

78. Soga Y., Doi H., Yoneyama T.: Tensile properties and transformation temperatures of

Pd added Ni-Ti alloy dental castings. Journal of Materials Science – Materials in

Medicine, nr 11, 2000, 695-700

79. Drugacz J., Januszewski K., Lekston Z.: Zespolenia złamań żuchwy tytanowo-

niklowymi implantami z pamięcią kształtu. Materiały konferencji „Biomateriały w

stomatologii”, Ustroń 1995, 25-30

80. Surowska B., Weroński A.: Struktura i własności biomateriałów. Prace Naukowe

Politechniki Lubelskiej 219, Mechanika, nr 50, 1995

81. Kaliszewski E., Miśta S., Pisarek I.: Dobór składu chemicznego stali na krajowe

implanty chirurgiczne. Hutnik, nr 4, 1989, 127-133

82. http://stomatolog.com.pl/index.php/implanty-dentystyczne

83. http://www.dental-tomaszow.pl/

84. http://www.implamed.pl/

85. http://www.medserwis.pl/?p=4097,600,10

86. http://www.bdclinic.pl/index.php?option=com_content&task=view&id=107&Itemid=67

87. Stodolnik B.: Badania materiałowe i biologiczne stopów kobaltowych Endocast i Endocast

SL o przeznaczeniu biomedycznym. Mechanika w Medycynie 6, Rzeszów 2002

88. Grosman F., Hetmańczyk M., Balin A., Toborek J.: Mechaniczne i materiałowe

uwarunkowania rozwoju endoprotezoplastyki. Inżynieria Materiałowa, nr 3-4, 1994, 73-76

89. Weroński A., Surowska B., Cieśla M.: Struktura i własności stopu kobaltu na

endoprotezy. Inżynieria Materiałowa, nr 5, 1990, 111-115

90. Shuang Z., Langer E.: Effects of alloy additions on the microstructures and tensile

properties of cast Co-Cr-Mo alloy used for surgical implants. Journal of Materials Science,

vol. 24, 1989, 4324-4330

91. Bojar Z.: Analiza wpływu struktury na odporność korozyjną i mechanizm pękania stopów

kobaltu typu Vitalium. Rozprawa habilitacyjna, Wojskowa Akademia Techniczna, Wrocław

1992

92. Balin A., Toborek J.: Zastosowanie metody badań niskocyklicznych do oceny

trwałości cementowej endoprotezoplastyki. Inżynieria Materiałowa, nr 5, 1992, 134-136

http://stomatolog.com.pl/index.php/implanty-dentystyczne

http://www.dental-tomaszow.pl/

http://www.implamed.pl/

http://www.medserwis.pl/?p=4097,600,10

http://www.bdclinic.pl/index.php?option=com_content&task=view&id=107&Itemid=67


110


93. Surowska B., Weroński A.: Wpływ składu chemicznego i technologii wykonania na strukturę

nowych stopów kobaltu dla celów medycznych. Wiadomości Hutnicze, nr 11-12, 1987, 282-

286

94. Katalog „External Fixation Product Catalog”. EBI, 1999

95. Katalog: ESKA Implants Gmbh and Co, 1999

96. Marciniak J.: Tworzywa metaliczne w zastosowaniach stomatologicznych. Materiały

Konferencji „ Biomateriały w stomatologii”, Ustroń 1995, 77-83

97. Kusz D.: Rys historyczny i uwarunkowania rozwoju endoprotezoplastyki stawu

biodrowego. Inżynieria Materiałowa, nr 2, 1998, 36-39

98. Czyrny S.: Leczenie złamań kości długich metodą osteosyntezy zewnętrznej. Tylman

99. Dziak A. (red.): Traumatologie narządu ruchu. Warszawa, PZWL, 1, 1985, s.133

100. Milosev I., Metikos – Hukovic M., Strehblow H.: Passive film on orthopaedic TiAlV

alloy formed in physiological solution investigated by X-ray photoelectron spectroscopy.

Biomaterials, nr 21, 2000, 2103-2113

101. Marciniak J., Paszenda Z.: Biotolerancja biomateriałów metalicznych.

Spondyloimplantologia zaawansowanego leczenia kręgosłupa Systemem DERO. Pod red.

Ciupik L.F., Zarzycki D. Polska Grupa DERO, Stowarzyszenie Studiów i Badań Kręgosłupa.

Zielona Góra 2005

102. Maeusli P., Bloch P., Steinemann S.: Surface characterisation of titanium and Ti-

alloys. Biological and Biomechanical Performance of Biomaterials, Elsevier Science

Publishers, Amsterdam 1986, 57-62

103. Ninomi M., Kobayashi T.: Fracture characteristic, microstructure and tissue reaction

of Ti5Al2,5Fe alloy for orthopaedic surgery. Metallurgical and Materials Transactions A, vol.

27A, 1996, 3925-3935

104. Schmitz H., Fritz T., Fuhrman G.: Biomechanic and histomorphometric studies of HIP

titanium glass ceramic, a new implant material, compared with glass ceramics, titanium

and titanium alloy. Deutsche Zeitschrift fur Mund-, Kiefer-, und Gesichts – Chirurgie, nr 14

(1), 1990, 53-60

105. Johansson C.B., Han C.H., Wennerberg A., Albrektsson T.: A quantative comparison

of machined commercially pure titanium and titanium – aluminium – vanadium implants in

rabbit bone. Int. J. Oral Maxillofac. Implants 13 (1998) 315


111


106. Han C.H., Johansson C.B., Wennerberg A., Albrektsson T.: Quantative and qualitative

investigations of surface enlarged titanium and titanium alloy implants. Clin. Oral Implants

Res. 9 (1998) 1

107. Boyan B.D., Humbert T.W., Kieswetter K. et al.: Effect of titanium surface on

chondrocytes and osteoblasts in vitro. Scan. Elektron Microsc. (Cells Mat.).

5 (1995) 323

108. Brunette D.M., Tengvall P., Textor M., Thomson P.: Titanium in medicine. Material

Science, Surface Science, Engineering, Biological Responses and Medical Applications.

Springer 2005

109. Wierzchoń T., Czarnowska E., Krupa D. : Inżynieria powierzchni w wytwarzaniu

biomateriałów tytanowych. Oficyna wydawnicza Politechniki Warszawskiej,

Warszawa 2004

110. Balin A., Toborek J.: Wpływ cech materiałowych i konstrukcyjnych komponentów

sztucznego stawu biodrowego na jego biofunkcjonalność. Materiały Konferencji

„Biomateriały w stomatologii”, Ustroń 1995

111. Marciniak J.: Zagadnienie optymalizacji i strategii rozwoju biomateriałów dla

chirurgii kostnej. Inżynieria Materiałowa, nr 4, 1991, 94-97

112. Żołyński K., Pawlik Z.: Mechanizmy niepowodzeń po całkowitych protezoplastykach

stawów biodrowych. Materiały Seminarium „Biomechanika w implantologii”, Ustroń 1997

113. Marciniak J.: Biomateriały w chirurgii kostnej. Wydawnictwo Politechniki Śląskiej.

Gliwice 1992

114. http://opiw.pl//artykuly-ortopedyczne/wkladki-ortopedyczne

115. http://www.euromedical.pl/index.php?option=com_content&task=view&id=182&It

emid=82

116. http://www.protoma.pl/zaopatrzenie-ortopedyczne.html

117. http://www.evolved.pl/410,protezy-kosmetyczne-renomowany-producent.html

118. http://www.lewkowicz.com.pl/index.php?strona_id=30

119. http://www.pofam.poznan.pl/menu2/chirurgia/implanty_posladkow.php

120. Przeździak B.: Zaopatrzenie rehabilitacyjne. Wyd. Med. Via Medica, Gdańsk 2003

121. Mikołajewska E.: Neurorehabilitacja, zaopatrzenie ortopedyczne. Wyd. Lek. PZWL,

Warszawa 2009

122. http://www.rehabilitacyjny.adverti.com.pl/

http://opiw.pl/artykuly-ortopedyczne/wkladki-ortopedyczne

http://www.protoma.pl/zaopatrzenie-ortopedyczne.html

http://www.evolved.pl/410,protezy-kosmetyczne-renomowany-producent.html

http://www.lewkowicz.com.pl/index.php?strona_id=30

http://www.pofam.poznan.pl/menu2/chirurgia/implanty_posladkow.php


112


123. Jurczyk M., Jakubowicz J.: Bionanomateriały. Wydawnictwo. Politechniki

Poznańskiej, Poznań 2008

124. Starosta R., Dyl T.: Obróbka powierzchniowa. Wyd. Akademii Morskiej w Gdyni,

Gdynia 2008.

125. Norma PN-EN ISO 10993-1. Biologiczna ocena wyrobów medycznych. Ocena i

badanie

126. Weigman S.: Surgical implant materiale. ASTM Standarization News, 1976

127. Ziobro E.: Zjawiska elektromagnetyczne i kwantowe w badaniach diagnostycznych i

w terapii bioinformacyjnej. Red.: Maciejewski B.. Systemowa terapia bioinformacyjna.

Warszawa. Symbionics, 1997, s. 24

128. Dyrektywa Rady Unii Europejskiej nr 93/42/EEC z dn. 14.06.1993. Urządzenia

Medyczne

129. Norma EN 46001:2:1995. Systemy jakości. Sprzęt medyczny

Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek ...

Documents

Transcript of Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek ...