Биокомпозиты. Биоактивные керамико-полимерные композиты. Конструкторские критерии биокомпозитов.
С 60-х гг. 20 века использование биомедицинских материалов для восстановления, замены
или укрепления пораженных болезнью, поврежденных или изношенных частей организма
значительно расширилась. По данным зарубежной печати в настоящее время используется более
50 различных материалов для замены различных частей тела. В главе будет дан краткий анализ
современного состояния научных разработок в области химического конструирования
биокомпозитов.
Поскольку композитные материалы - это смесь двух фаз или более, связанных вместе так, что
передача напряжения происходит по их границе, то следовательно, поскольку напряжение не
передается в пустоты, пористая керамика, металл или пластмасса обычно не считаются
композитом, даже если материал содержит две фазы - твердую и пустоты. Если пористая
структура по поверхности покрытии тканью, она все-таки может вести себя как композитный
материал, но только если стык ткани и материала является достаточно прочным для передачи
напряжений.
Как правило, композитные материалы предназначены для того, чтобы обеспечивать сочетание
свойств, которые не могут быть достигнуты с помощью материала, имеющего одну фазу.
Известным примером является стекловолокно, в котором стеклянные волокна используются для
придания жесткости полимерному компоненту (смоле), создавая таким образом легкий, прочный,
упругий композит. Эта концепция была использована много лет тому назад в эпоксидно-
керамическом биокомпозите Серозиуме®, который был разработан в США в целях имитации
упругих свойств кости. Имплантаты, однако, вышли из строя из-за биораспада полимера и связи
между полимером и керамикой.
Отказ Серозиума® - это пример необходимости того, чтобы медицинский имплантат выполнял
одновременно функциональные требования и требования к совместимости. Большинство
коммерческих композитных материалов, как правило, не могут выполнить этот критерий. В табл.
1 обобщен состав и механические свойства ряда коммерческих композитов. Упругие свойства не
соответствуют свойствам живых тканей, или биокомпозитные материалы характеризуются
отсутствием биосовместимости. И наоборот, кость, которая является композитом коллагена и
гидроксилапатита (НА), является идеальным композитом. Фибриллы коллагена, имеющего
низкий модуль упругости, ориентированы в кости таким образом, что их прочные первичные
связи параллельны приложенным напряжениям.
Таблица 1. Сводные данные о составе и механических свойствах
некоторых коммерческих композитов
Высокий модуль упругости минерала кости НА обеспечивает жесткость, а прямая химическая
связь между двумя фазами обеспечивает необходимую передачу напряжений.
На слайде 2 показаны механические свойства новых биокомпозитов, которые удовлетворяют
как функциональным требованиям, так и требованиям к биосовместимости по сравнению с
другими конструкционными материалами. С такими материалами есть возможность произвести
легкое по весу и высокопрочное устройство с анизотропными свойствами, аналогичное
естественной кости.
Это может быть реализовано путем ориентации фазы высокого модуля в конкретных на-
правлениях. Два крайних альтернативных направления изображены на слайде 3. Отношение
модуля второй фазы (Е2) к модулю матрицы (Е1) и объемная доля частиц второй фазы значительно
влияют на модуль упругости композита (рис. 2). Путем контролирования этих переменных,
вероятно, будет возможным достигнуть любого желаемого механического поведения композита и,
таким образом, имитировать свойства кости. Применение композитов в физиологической среде
часто ограничивается стабильностью межфазовых связей. В случае разрыва межфазовых связей
следует быстрое ухудшение механических свойств, а продукты распада могут быть
физиологически опасными. Благодаря потенциалу композитных систем серьезные исследования
по этой тематике по-прежнему продолжаются. Далее мы рассматрим состояние разработок и
применение различных типов биокомпозитов.
Биоактивные керамико-полимерные композиты
Наиболее успешные биокомпозиты были разработаны исследовательской группой профессора
У. Бонфильда в Лондонском университете для того, чтобы их характеристики соответствовали
природным компонентам кости: 45% объема составляет гидроксилапатит и 55% объема -
коллаген. В композите природный НА (гидроксилапатит) был заменен состоящим из
микроскопических частиц НА, полученным по синтетической техноло гаи. Коллаген был заменен
полиэтиленом (РЕ). Полученный в результате материал был разработан в качестве аналога кости,
а не в качестве несущего нагрузку ортопедического устройства и был назван НАРЕХ®.
Все новые биоматериалы разрабатываются и конструируются для удовлетворения конкретной
клинической потребности. Материал НАРЕХ® был успешным, потому что и клиницисты, и
ученые-разработчики материалов принимали участие в исследованиях совместно. Разработка
важного композита включала пять этапов и представляет собой хороший пример передачи
технологии и решения нормативных вопросов по биоматериалам.
Был произведен спектр композитов на основе состоящего из микроскопических частиц НА и
высокоплотного полиэтилена с объемными долями НА в пределах от 0,1 до 0,6. Полученный в
результате модуль Юнга находился в пределах от ~1 до ~8 ГПа, а натяжение до выхода из строя от
> 90 до 3% в зависимости от объемной доли НА (слайд 4).
Повторные механические испытания композита НА-РЕ показали, что верхний предел
присоединения НА составляет объемную долю 0,4. Полученная в результате
трещиноустойчивость сравнима с трещиноустойчивостью кортикального слоя кости. Однако
биологические испытания композита in vivo показали, что объемные доли НА менее 0,2 приводили
к тому, что материал становился биологически инертным. Несклеивающаяся волоконная капсула
покрывала композит, и никакого склеивания между имплантатом и тканями организма-хозяина не
происходило. Отсюда было установлено, что оптимальными пределами объемной доли является
диапазон от 0,2 до 0,4. Контролирование размера частицы и морфологии в важных испытаниях
показало, что при D50 размере частицы (эквивалентный сферический диаметр при суммарной
процентной доли 50%), равном 4 мкм, и спиральной морфологии прочное соединение наполнителя
или матрицы достигается одной только механической обработкой. Был также разработан метод
химического соединения, но в настоящее время он клинически не используется.
Была проведена клиническая оценка не несущего нагрузки материала-аналога кости НА-РЕ в
реконструкции подглазничного дна. Испытание показало, что хирург может подрезать композит с
помощью простых хирургических инструментов в операционной. Это позволяло хирургу добиться
оптимальной подгонки, а имплантату находиться в более плотном контакте с тканью организма-
хозяина. Пятьдесят пациентов получили имплантаты, и последующее наблюдение показало, что
испытание имело хороший результат. Материал был изготовлен двухвинтовым одновременно
вращающимся экструдером, который производил однородное распределение фазы НА в
полиэтиленовой матрице. После успеха этого первого клинического эксперимента последовало
создание специализированного чистого производства в Международном исследовательском
центре Лондонского университета по биомедицинским материалам.
Материал был лицензирован коммерческим производителем в качестве суррогата кости,
при этом главными сферами применения называлась хирургия уха, носа и горла. Управление
США по регулированию продуктов питания и медикаментов впоследствии утвердило материал,
разрешив продажу британской технологии в США, а также была выдана Марка Европейского
совета.
Композиту НА-РЕ было дано торговое название НАРЕХ™, после чего последовало
клиническое использование материала во всем мире. Первоначальная идея применения НАРЕХ®
в качестве материала для реконструкции глазного дна была распространена на разработку протеза
среднего уха. Слух передается от барабанной перепонки на среднее ухо тремя костями, которые
проводят и усиливают вибрации барабанной перепонки: молоточком, стременем и наковальней.
Потеря проводимого слуха — это распространенная проблема, связанная с неспособностью
цепочки косточек передавать акустические вибрации улитки. Отсюда одна, две или все три
косточки удаляются хирургом-отоларингологом и заменяются устройством среднего уха.
Стандартным материалом, использованным для этих устройств, был политетрафторэтилен.
Использовались и другие устройства, основанные на полимерах. Было разработано устройство из
монолитного биостекла Bioglass®, которое, как установлено, имело клинический успех, однако
оно с трудом поддается формованию в операционной. В связи с этим клинический рынок остался
ненасыщенным устройствами, подобными НАРЕХ®.
Конструкторские критерии биокомпозитов
В разделе о биоактивных керамических композитах говорилось об успешном материале-
заменителе для протеза среднего уха. Однако нет такой шкалы, по которой можно было бы
определить лучший биоактивный композит для материалов-аналогов подвергаемой нагрузке
кости. Предложен индекс для оценки качества материала при сравнении с качеством натуральной
кости. Этот индекс основывается на том, что следующие свойства имеют большое значение при
оценке искусственных материалов, заменяющих кость:
1) модуль упругости;
2) прочность;
3) трещиноустойчивость;
4) биоактивность.
При помощи четырех переменных имеется возможность создать индекс качества (q )
Эффективност материала в сравнении с натуральной костью:
Индекс качества (q ) = (трещиноустойчивость показатель биоактивности прочность на
растяжение) /модуль Юнга.
Этот порядок свойств является попыткой произвести оценку материалов, имеющих
относительную прочность на растяжение и модуль упругости от среднего до низкого значения,
для того чтобы избежать экранирования кости от напряжений. Кортикальный слой кости имеет
значение (q ), равное 500, в то время как губчатое вещество кости имеет значение, равное всего
лишь 8. Компоненту трещиноустойчивости уравнения, возможно, придано больше значения в
определении величины (q), чем это требуется в реальности. Однако было установлено, что
трещиноустойчивость является важным свойством при оценке суррогатов кости. Следует
отметить, что значения, присвоенные каждому материалу, являются приблизительными;
требуется выполнить дополнительный объем работ для оценки трещиноустойчивости биоак-
тивных композитов.
Результаты показывают, что полисульфоновые материалы Bioglass® оптимально заменяют
губчатую кость. Взаимодействие между полисульфоном и Bioglass® вызывает беспокойство в свя-
зи с возможностью повышения (q), до уровня кортикального слоя кости. Наибольшую
вероятность достижения целевых значений имеет модифицированный полисульфон. Этот рейтинг
показывает, что улучшение трещиноустойчивости для композита BG/PS является потенциальным
путем последующих исследований для достижения адекватности кортикальному слою кости.
Регулировка трещинустойчивости до 2,00 МПа/м2 даст значение (q ), равное соответствующему
значению, характерному для кости. Округление частиц и контролирование распределения раз-
мера и соединения на стыке могут сделать такую оптимизацию возможной.
Данные показывают, что композитные материалы из Bioglass® полисуфона имеют свойства,
максимально приближенные к свойствам кортикального слоя кости. Этот материал также имеет
биоактивность класса А и очень высокое значение 1В. Это сочетание свойств показывает, что
данный материал может быть ценным материалом для ортопедических целей. Однако, поскольку
большое количество данных по-прежнему не опубликовано, невозможно рассчитать значения (q )
для всех композитов.
Инертные керамические композиты
Также широко исследовано использование углеродных волокон и инертных стекловолокон.
Эти стандартные инженерные волокна использовались главным образом для усиления
ортопедических устройств, в частности таких, как бедренные стволы, коленные протезы и
пластины для фиксации переломов. В силу неспособности углерода и инертного стекла
образовывать какие-либо биоактивные связи, они не использовались в материалах — аналогах
кости.
Исследование, проведенное 1992 г., показало, что полиэфир-эфир-кетон, армированный
углеродным волокном (РЕЕК), обладает хорошими механическими свойствами. Толщина
волокнистой капсулы вокруг армированного углеродным волокном РЕЕК была меньше, чем у
неармированного полиэтилена с ультравысоким молекулярным весом, что свидетельствует о
меньшем микроперемещении устройства из РЕЕК, армированного углеродом. Токсикологический
контроль показал, что в устройстве присутствует некоторое количество отходов, но это не вызвало
какой-либо значительной реакции на постороннее тело. Этот тип пластины для фиксации
перелома использовался клинически, но в целом было установлено, что она не является настолько
же надежной или биосовместимой, как металлические пластины.
Двадцать лет клинического опыта показывают, что металлические стволы бедра экранируют
бедро от напряжений. Это привело к исследованиям применения композитов при замене всего
бедра. Одним из примеров является армирование полисульфона углеродным волокном. Эта
конструкция имела сердцевину однонаправленного углерода/полисульфона с двунаправленными
многожильными внешними слоями. Поверхность ствола была покрыта чистым полисульфоном,
возможно, для того, чтобы способствовать вставке устройства в тело бедренной кости. Анализ
конечных элементов конструкции показал, что она приведет к минимальному расстройству
физиологии кортикального слоя кости организма-хозяина. В качестве потенциального материала
для стволов бедра было также предложено армирование эпоксидной смолы углеродным во-
локном. Однако анализ материала по конечным элементам выявил проблемы, связанные с
передачей нагрузки от шейки бедренной кости, что приводит к созданию высокого риска
перелома в этой области.
Были рассмотрены другие области замены всего бедра с точки зрения применения
композитных технологий. Вертлужные впадины традиционно изготовляются из полиэтилена, но,
как было установлено на практике, это вызывает остеолиз (разрушение кортикального слоя кости
организма-хозяина) из-за отходов износа. Прилагались усилия для улучшения долговечности
таких устройств за счет дополнительного усиления углеродным волокном. Было испытано
использование вертлужных впадин из пластмассы, армированной углеродным волокном, путем их
взаимодействия с головками бедра из окисла алюминия в имитаторе бедра. Испытание
проводилось при нагрузках 2500 Н с частотой сокращения сустава 0,857 Гц. Бедренная головка
износила впадину в достаточной степени для того, чтобы войти во впадину на 10 мкм после 500
тыс. циклов. После 1 млн. циклов дополнительное изменение составило всего лишь 1 мкм. Было
сделано заключение о том, что впадина подходит для имплантации с учетом того, что это
уменьшает износ впадин на 6 мкм каждый год. Однако другие экспериментальные данные
свидетельствовали, что эти устройства не очень хорошо показывают себя после имплантации и
функционируют менее эффективно по сравнению с первоначальным материалом. При поломке
устройства углерод выходит в ткани организма-хозяина, что может вызвать кистоз, воспаление
тканей и другие токсические реакции.
Композиты были также рассмотрены для применения в коленных протезах. Два компонента
коленных протезов взаимодействуют друг с другом подобно естественному коленному суставу,
но в естественном суставе синовиальная жидкость и хрящ сокращают трение взаимодействующих
в суставе поверхностей. Для обеспечения сокращения сустава с низким трением на
большеберцовую пластину протеза вводится полимерная поверхность. Для пожилых пациентов
нормальный полимерный большеберцовый компонент - полиэтилен ультравысокого
молекулярного веса (UNMWPE) является адекватным, однако для молодых пациентов требуется
более длительный срок службы имплантата. Болышеберцовый компонент подвержен
перемещениям, поэтому была рассмотрена возможность армирования устройства углеродным
волокном. Механическое испытание таких устройств показало, что свойства могут быть
увеличены на коэффициент два. Однако в таком коленном протезе также наблюдалось воспаление
тканей из-за присутствия углеродных волокон во взаимодействующих поверхностях.
Композитные материалы потенциально могут использоваться в подвергаемых нагрузкам
ортопедических случаях применения, но очень немногие из них прошли клинические испытания.
Композиты, используемые для сокращающихся поверхностей, имеют тенденцию вызывать
воспалительные процессы из-за потери углеродных частиц.
Поглощаемые полимерные матрицы
Все материалы, подробно рассмотренные в предыдущих разделах, использовались с
поглощаемыми матрицами из полиэфира а. Два основных используемых полимера -
полигликолевая кислота, PGA, и полимолочная кислота, PLA, и их сополимеры. Полимолочная
кислота распадается, образуя нетоксичную молочную кислоту, которая в результате обмена
веществ превращается в двуокись углерода и воду и легко выводится из организма.
Преимущество этих полимеров заключается в том, что они имеют зависящие от времени меха-
нические свойства; скорость распада (резорбции) уменьшается при увеличении объемной доли
PGA. Было доказано, что добавление произвольно ориентированного нарезанного углеродного
волокна улучшает механические свойства до уровня свойств чистого полимера, но значения
прочности все же остаются недостаточными для случаев применения с использованием нагрузок.
Было испытано армирование длинным углеродным волокном с ориентацией 0° и ±45°. Первичные
свойства были адекватными, однако волокна не соединялись с PLA, и расслоение приводило к
быстрой потере прочности. Отсюда потребовалось соединение полимера с волокном. Был
разработан полностью распадающийся имплантат с помощью стекловолокон фосфата кальция.
Механические свойства были многообещающими, но скорость распада композита привела к
выходу протеза из строя до того, как перелом кости успел зажить.
В качестве разумного поглощаемого аналога кости был использован Полиактив® (РА),
сегментированный сополимер (полиэтиленоксид терефталат) РЕОТ и полибутилентерефталат.
Испытания этого материала в модели дефекта у кролика показывают, что он обеспечивает
большую степень врастания кости по сравнению с пустым участком, однако они также
показывают, что РА не стимулирует врастание кости таким же образом, как биоактивная
керамика. Самоармирующиеся композиты, образованные из PLA и PGA, были также подвергнуты
испытанию на механические свойства наряду с дополнительным армированием углеродным
волокном.
Эти полимеры и их композиты не подходят для основных случаев применения с
использованием нагрузок, но подходят для небольших устройств фиксации перелома, не
находящихся под нагрузкой, например заменителей сустава пальца. Однако интерес к этой
области биокомпозитов очень велик. Существует два очевидных и отличительных преимущества
этих типов материалов: 1) по мере поглощения полимера происходит меньше экранирования
напряжений, 2) имплантат просто растворяется, поэтому необходимость во второй операции
отсутствует, в отличие от использования металлических пластин в фиксации перелома.
Дальнейшая разработка технологий обработки для получения этих композитов привела к
добавлению биоактивных керамических фаз. Добавление трикальцийфосфата в (TCP) к сополи-L15
15
лактиду (CPLA) дало в результате композит с прочностью на изгиб, равной 52 ± 3 МПа, модулем
Юнга, равным 5 ± 1 ГПа, и сопротивлением излому 52 + 3 МПа. Таким образом, этот материал
соответствует приблизительно половине требуемых свойств кортикального слоя кости, но не
обладает преимуществом костной проводимости, и матрица является поглощаемой. Кроме того,
апатитные материалы добавлялись к пористой поли-Ь-молочной кислоте. Этот материал in vitro
показал аналогичный потенциал и механические проблемы, как и материал TCP/CPLA. Именно
этот класс биокомпозитов, вероятно, будет играть значительную роль в будущем.
Резюме
В настоящей лекции вводится понятие биокомпозитов и дается описание принципа сочетания
прочности керамики с жесткостью полимера в целях воспроизведения свойств природных тканей.
Приведены примеры биоинертных и биоактивных композитов, используемых для биомеди-
цинских целей, с особым упором на НАРЕХ®, который, безусловно, является самым успешным
коммерческим композитом для клинического применения. Их механические свойства
сравниваются с биокерамикой и природными тканями. Рассматривается потенциальный и боль-
шой интерес к биопоглащаемым каркасам.
Многие прошедшие испытание композиты не достигли клинического успеха, поскольку новые
технологические разработки зачастую приводили к тому, что продукт устаревал и больше не
представлял собой оптимальное решение клинических потребностей.
Последнее изменение: Воскресенье 8 Январь 2012, 22:05
