С теоретических позиций семейство кальций-фосфатных биоматериалов может включать в себя многочисленные соединения и производные, которые с разным успехом могут быть использованы в ортопедической и травматологической практике. Несомненно, среди них ведущее место принадлежит гидроксиапатиту (ГА), т.к. он является доминирующим метаболитом костной ткани.
Как уже было сказано, первые опыты по применению гидроксиапатита для ускорения формирования костной мозоли еще в 1920 году провели Albee и Morrison. Однако другим авторам не удалось получить стабильных воспроизводимых результатов. Позднее, с усовершенствованием технологии выделения, очистки и нанесение гидроксиапатита на имплантаты, появились многочисленные данные об успешном его применении в стоматологии, подтвержденные многолетними клиническими, рентгенографическими, денситометрическими и гистологическими исследованиями (Мальков и др., 1991; Гончаров и др., 1996; Калита, 2000; Groot, 1981; Jarcho, 1981).
Одним из двух кальций-фосфатных соединений (ASTM.F-1185-89), разрешенных для нанесения на хирургические имплантаты, является синтетический чистый гидроксиапатит, без значительных примесей или второй фазы, имеющий формулу:
Са10(РО4)6(ОН)2,
со стехиометрическим соотношением кальция и фосфора 1,67 и показывающий высокую степень биосовместимости (Jarcho, 1981; Kay, Cook, 1993).
Одними из первых применили гидроксиапатитовую биокерамику в травматологии и ортопедии Cameron, Pillar, Macnab (1976). Позднее ГА керамические покрытия на металлических подложках (Al, V, Ti) стали более широко использоваться в ортопедии и стоматологии (Geesink.1990; Denisssen et al., 1990; Hardy et al., 1991; Groot, 1991; Epinette, 1993). Во многом они были созданы как альтернативный бесцементный метод эндопротезирования и показали, что по своей эффективности они не только не уступают, но в ряде случаев превосходят вышеуказанную технологию (Geesink, 1987, 1988, 1993). Эти композитные материалы обладают достаточной прочностью, т.к. толщина керамики имеет несколько микрон. Первые клинические испытания в качестве эндопротезов бедра и зубов дали положительные результаты по сравнению с чисто металлическими протезами и показали быстрое связывание с костью (Groot, 1991, 1993). Однако многие вопросы, касающиеся обеспечения жесткости фиксации костных фрагментов, биосовместимости, биодеградации или иных функциональных свойств их в организме остаются неясными (Geesink, Manley, 1993). Предполагается, что быстрое срастание с костью происходит за счет частичного растворения ГА керамики, приводящего к повышению концентрации кальция и фосфора в окружающей среде, что способствует запуску образования вокруг имплантата новых микрокристаллов гидроксиапатита. В свою очередь они интегрируются с коллагеном и по типу «ползучего» остеогенеза осуществляют быстрое образование полноценной кости (LeGeros et al., 1991). Следует отметить, что гидроксиапатит ускоряет начальный биологический отклик на металлический имплантат, в частности, из Ti. Предполагается, что через какое-то время слой керамики будет полностью или частично растворен, а сам титан в данный период сможет образовывать прочную связь с костью, почти такую же, как гидроксиапатит (Wolke et al., 1991; Willam, Scott, 1996).
Такие обнадеживающие результаты не могли быть не замечены ортопедами и травматологами. В связи с этим в последние годы резко возрос интерес к биоактивным материалам, выполненным на основе гидроксиапатита с применением фундаментальных методов исследования и привлечением наукоемких технологий из области материаловедения для дальнейшего развития этого метода.
Как принято считать, гидроксиапатит относится к классу биологически активных материалов (БАМ), с поверхностно-активными свойствами, высокой биосовместимостью, имеющим сходную с костью кристаллическую структуру, обеспечивающую прочное закрепление имплантатов.
Тем не менее, до настоящего времени не созданы лабораторные условия, полностью имитирующие условия кристаллизации гидроксиапатита, соответствующих реальному остеогенезу (Aza et al., 1995). Все работы по данной проблеме идут по двум основным направлениям. Одно из них, очевидно, наиболее биологически целесообразное, связано с разработкой технологии получения, очистки гидроксиапатита из натурального сырья и нанесения на имплантаты с максимальным сохранением его структуры и минерального состава. Другой путь идет через создание искусственных аналогов гидроксиапатита. В частности, было показано, что синтез нестехиометрических апатитов, например путем обработки коммерческого гидроксиапатита растворами фосфорной кислоты, может создавать структуры во многом аналогичные натуральным гидроксиапатитам. Они, следовательно, могут быть более эффективными при их использовании по сравнению с другими искусственными материалами (Yubao et al., 1994).
В системе in vitro процесс образования гидроксиапатита является достаточно сложной реакцией с образованием двух различных аморфных фаз, не подчиняющейся законам диффузии, так как скорость роста и растворения кристаллов в 2-3 раза ниже теоретически ожидаемой величины поверхностного натяжения (s=240 мДж/м2). Предполагается, что этот процесс идет с помощью полиядерного или спирального механизма (Christoffersen, Christoffersen, 1992; Christoffersen et al., 1995).
Параметры кристаллической решетки, а значит и физико-химические, биологические свойства гидроксиапатита во многом зависят от присутствия в их составе примесей различных анионов и катионов. На примере синтетического гидроксиапатита с различными добавками можно увидеть, как меняются вышеуказанные параметры (табл. 4.6). Рассмотрим более детально некоторые вопросы, связанные с замещением в структуре гидроксиапатита определенных групп, которые могут протекать как в искусственных, так и естественных системах, определяя во многом их биологические и биомеханические свойства.
При помещении различных образцов гидроксиапатитной керамики со степенью кристалличности от 15 до 43% в полную питательную среду с добавлением β-глицерофосфата, витамина С, без дексаметазона, которую обычно используют для выращивания остеобластов, было показано, что существует прямая связь между степенью ее деградации и уровнем кристаллизации. Как и ожидалось, было установлено, что чем выше степень кристаллизации биокерамики, тем медленнее идет процесс биодеградации. Аналогичные результаты были получены в опытах in vivo при введении имплантатов под кожу крысам. Следует, однако, отметить, что даже через год на них присутствовал слой гидроксиапатита (Geensik, Manley, 1993). Затем, несколько усложнив опыт, чтобы исключить влияние макроорганизма и используя культуру in vitro остеобластов на ГА керамике, эти авторы показали, что гидроксиапатит способствует росту и выживанию этих клеток. Иными словами, эти данные косвенно свидетельствуют об остеоиндуктивных свойствах материала. Во многом схожие результаты были получены и другими исследователями (Brujin et al., 1992; Davies et al., 1986, 1991). Однако в случае использования культуры остеокластов, клеток, разрушающих костный матрикс, результаты свидетельствовали о том, что они способны фагоцитировать и утилизировать частицы гидроксиапатита (Geensik, Manley, 1993). Так, in vitro функциональная активность остеокластов оценивается путем резорбции лакун во фрагментах костной ткани или пластины гидроксиапатита. Обычно эта величина за 24 часа составляет около 1x2104 мкм2 на 103 клеток (Hattersley, Chambers, 1989).
Интересно, что многие белки (альбумин, фосфопротеины, фосфолипиды и др.), ионы фтора ускоряют рост апатитов, а протеогликаны, цитраты, стеарины, пирофосфат, алюминий, олово, магний и карбонаты, напротив, ингибируют.
Характер взаимодействия гидроксиапатита с костной тканью, по-видимому, носит более сложный характер, чем простая химическая реакция, которой приписывает его основное действие ряд авторов (Geesnik, Manley, 1993). При этом вновь повторяется дискуссия о том, являются ли ГА остеоиндуктивными или остеокондуктивными материалами, начатая М. Uristu F. McLean в 50-х годах. Во многом это связано с тем, что между этими двумя понятиями нет четкого разграничения. Наведение (индукция) образования костной ткани без костных клеток или их предшественников и специфического костного микроокружения теряет всякий смысл. Даже специфические морфообразующие костные индукторы МБК-1 и МБК-2 без участия костных клеток не могут индуцировать образования костной ткани (Албертс и др., 1994). Ни у кого не вызывает сомнения тот факт, что КФ способствуют продвижению остеобластов по своей поверхности и проникновению внутрь с образованием костной ткани (остекондукция), что по сути своей является так называемым «ползучим» остеогенезом или остеоиндукцией (Bruijn, 1993; Kay, Cook, 1993; Groot et al., 1993). Ниже мы более подробно рассмотрим ОИ и ОК свойства кальциофосфатов. Или, иными словами, это можно обозначить как опосредованную, вторичную остеоиндукцию.
В связи с тем, что механические свойства кальциофосфатной биокерамики (низкая прочность на растяжение и сопротивление к удару, хрупкость и др.) не позволяют использовать ее в «чистом» виде для изготовления имплантатов применяемых в аппаратах внешней фиксации (АВФ), то обычно ее используют в сочетании с различными металлами и их сплавами (Williams, Scott, 1996).
Эффективность врастания имплантатов с пористым покрытием зависит от ряда факторов, среди которых выделяют четыре основных группы: состояния кости реципиента, условия механической стабилизации, структуры и свойств самого имплантируемого устройства и сопутствующего лечения (Soballe et al., 1993). Оказалось, что имплантаты с ГА биокерамикой, по сравнению с Ti, показали превосходное врастание в кость. При моделировании возникновения артрита на фоне введения вышеуказанных протезов лучшие результаты также были получены у биокерамических материалов. Кроме того, ГА покрытия оказывали более выраженное позитивное влияние на фиксацию имплантатов в стабильных и нестабильных условиях, с нагрузкой или без нее (Soballe et al., 1993).
У пористых же покрытий настолько высока способность к биологической фиксации с костью, что ГА покрытие требуется лишь для ускорения процессов роста костной ткани и направления ее в поры. Тем не менее, ГА покрытие на данном типе подложки продемонстрировало как более раннюю (через 6 недель), так и позднюю (более года) фиксацию имплантата с костью, по сравнению с имплантатами без биокерамики (Poser et al., 1993). Кроме того, гидроксиапатит увеличивал степень остеоинтеграции, препятствуя росту фиброзного слоя (Karlov et al., 1998, 1999).
Гидроксиапатитное покрытие препятствует выходу ионов титана в биологические жидкости из образца (Ducheyene, Healy, 1988).
Рассмотрим основные способы нанесение гидроксиапатитных покрытий на металлические имплантаты, применяемые в травматологии и ортопедии. Наиболее часто используют следующие процедуры (Lemons, 1988; Filiaggi et al., 1991; Geesink, 1993; Serekian, 1993; Williams et al., 1996):
- Плазменное напыление.
- Пламенное напыление.
- Электрофорез со спеканием или без него.
- Радиочастотное набрызгивание ионным пучком.
- Глубокое покрытие.
- Осаждение физического пара.
- Изостатическое сжатие.
- Микродуговое и анодно-искровое напыление.
- Эмалирование из фритты-суспензии.
- Золь-гель технология.
Согласно мнению P. Serekian (1993), среди существующих методов нанесения гидроксиапатитных покрытий на металлические подложки, обеспечивающих уровень связывания, для клинического применения наиболее приемлемым, практичным, технически хорошо управляемым процессом является метод плазменного напыления. При этом наиболее оптимальными считаются гидроксиапатитные покрытия с толщиной 45-65 мкм, пористостью <2%, содержанием гидроксиапатита >95%, кристаллической фазы > 70%, прочностью связи на растяжение > 65 МПа, прочностью на изгиб при 8,3 МПа > 10 млн. циклов (Geesink, 1993). Такое покрытие даже спустя 1-2 года имело гладкий вид с плотным резким переходом от покрытия к кости. Фрагментации частиц или отслоения не наблюдалось. Как правило, толщина слоя уменьшалась до 10-30 мкм.
Механические свойства покрытия гидроксиапатита на Ti-6Al-4V сплаве, полученном плазменным напылением, зависят от его толщины, причем, чем она больше, тем менее прочен слой биокерамики. Если толщина покрытия составляла 50 мкм, то предел прочности на растяжение равнялся 50,8 МПа, а сопротивление усталости при 107 циклах - 483 МПа, тогда как аналогичные величины для подложки в 240 мкм составили 40,0 и 391 МПа соответственно (Lemons, 1988). Следует, однако, отметить, что прочность подложки падает, если поверхность имплантата имеет высокую шероховатость (более 4-10 нм) (Filiaggi et al., 1991). Для того чтобы механическая напряженность и зависимость от усталостных характеристик металлических имплантатов ГА не нарушались покрытием, слой макротекстурованной поверхности не должен превышать 100 мкм, при оптимуме равном 50-80 мкм (Kay, Cook, 1993).
Следует отметить, что плазменное напыление ГА керамики, по данным рентгенодифракционного инфракрасного и химического анализа, приводит к образованию покрытия, имеющего различный кристаллический состав между своими внутренними и внешними слоями. Это может влиять на стабильность, биоустойчивость и биомеханические стороны керамических материалов. В частности, если в ней преобладают СаО, α,β-трикальциофосфаты, тетракальциофосфаты, то они будут быстрее резорбироваться при имплантации в организм. (LeGeros, 1991; LeGeros et al., 1990, 1996).
Материаловедение фосфатной керамики - достаточная новая и быстро развивающаяся отрасль знаний (Osborn, Newesely, 1996).
Теоретически можно рассматривать несколько целей, которые достигаются с помощью кальциофосфатных покрытий. В первую очередь речь идет о биокерамике, нанесенной на бесцементные эндопротезы, пластины и стержни для остеосинтеза. Их главная цель - быстро создать условия для прочной фиксации и вживления имплантатов. Такие кальциофосфатные покрытия должны быть достаточно прочными, биоустойчивыми для того, чтобы плавно по мере резорбции вступать в тесную связь между металлом и костной тканью. Иными словами, необходимо создать биологическую фиксацию, связанную со структурой костной ткани и имплантатом. Обычно к этой группе относятся высококристаллические КФ покрытия с высокими прочностными характеристиками (Williams, Scott, 1996). Ниже будет дано более детальное описание таких типов КФ биокерамики.
Другое направление активно разрабатывается Daculsi (1999). Он и его коллеги на протяжение 14 лет разрабатывают так называемую биоактивную концепцию замещения или наращивания костной ткани с помощью бифазной кальциофосфатной керамики. Такой подход, по сравнению с методом костных аллографтов, дает более стабильные и воспроизводимые результаты, так как позволяет контролировать резорбцию материала при полном исключении возможности передачи таких инфекций, как ВИЧ, гепатит, туберкулез, сифилис и т.д. Как правило, используются гидроксиапатит и трикальциофосфат. Первый до недавнего времени считался практически нерастворимым и обеспечивал прочностные характеристики системы, а второй же, являясь источником растворимых кальциофосфатов, быстро резобируется и включается в костную ткань. В основе биоактивной концепции лежит идея о достижении оптимального баланса стабильной фазы ГА и более растворимого ТКФ. Биологические события, развивающиеся при имплантации бифазных КФ, способствуют образованию прочной границы раздела кость/ материал, уникальной для этого материала, и к постепенной полной замене имплантата истинной костью. Она применима к объемным образцам, «массивным» покрытиям на имплантаты, композитам с фибриновым клеем, коллагеном или полимерами, растворимыми в воде, и в инжинеринге тканей для гибридной кости. На практике биоактивная концепция впервые была применена Zimmer под торговой маркой TRIOSITE®. Гидроксиапатит кальция, Са10(РО4)6(ОН)2; трикальций фосфат (β-ТКФ), Са3(РO4)2; двухфазный фосфат кальция для смесей ГА и β-ТКФ обычно готовятся и спекаются при температуре около 1100 °С. Двухфазные керамики (Triosite в, МСР в) доступны в различных физических формах (гранулы или блоки, плотный или порошок). Макропористость (средний размер пор 400 мкм) связана с микропористостью (размер пор < 10 мкм), давая около 70% полной пористости.
Нами проводились исследования по использованию двухфазной кальциофосфатной биокерамики для выращивания костной ткани на металлических имплантатах. Результаты этих исследований будут представлены ниже. Оказалось, что такая керамика обладает действительно превосходными остеоиндуктивными и остеокондуктивными свойствами (Karlov et al., 1998, 1999). Однако возникают трудности чисто технического характера. Биоактивная керамика должна иметь толщину не менее 120-200 мкм с макропорами, соответствующих размеру остеона. Если диаметр пор превышает 400 мкм, то развивается стромальное разрастание ткани вокруг имплантата. При диаметре пор менее 80 мкм кость не образуется. При таких условиях она является хрупким элементом и легко повреждается или слущивается с металлической подложки. Введение в ее состав биостекол или других аналогичных добавок для увеличения сил адгезии не позволяет решить эту проблему (Karlov et al., 1997; Shakhov et al., 2000). Из этого положения вытекают выводы о том, что бифосфатную керамику принципиально не возможно использовать в том виде, в каком она существует в травматологии и ортопедии для покрытия погружных устройств, а ее рамки ограничены созданием объемных структур для заполнения костных дефектов и пластики. С другой стороны, следует искать новые подходы и пути для решения этой проблемы, например за счет использования высокоактивных кристаллов кальциофосфата, или разрабатывать технологии многослойных КФ покрытий, нанесенных на макротекстурированную металлическую подложку.
А.В. Карпов, В.П. Шахов
Системы внешней фиксации и регуляторные механизмы оптимальной биомеханики
