Seria czwarta wykładów Zbigniew Nawrat e-nawrat SZTUCZNE NARZĄDY I ROBOTY MEDYCZNE Seria czwarta wykładów Zbigniew Nawrat

e-nawrat SZTUCZNE NARZĄDY I ROBOTY MEDYCZNE Protezy narządu ruchu, czyli o tym jak dojść do rozwiązań użytecznych dla pacjentów

Budowa anatomiczna zespołu miednica-kończyny dolnej jest doskonale dostosowana do realizacji podstawowych funkcji człowieka. Staw biodrowy tworzy pewien rodzaj przegubu kulistego, który oprócz funkcji dynamicznych pełni także zadania podporowe podczas statycznego obciążenia kończyn, jak również podczas różnorodnych czynności lokomocyjnych ciała ludzkiego (np. chód, bieg, skok). Staw biodrowy jest jednym z większych węzłów kinematycznych w układzie mchu człowieka. Jest to przegub kulisty o trzech stopniach swobody w płaszczyznach: czoło­wej, strzałkowej i horyzontalnej. Staw ten odgrywa podstawową rolę w przenoszeniu obciążeń całego ciała na koń­czyny oraz w lokomocji. Posiada on trzy stopnie swobody

Staw biodrowy jest łańcuchem kinematycznym składającym się z dwóch elementów, kości miednicznej i kości udowej połączonych ze sobą i tworzących staw. Połączenie to sprawia, że jest to połączenie o trzecim stopniu ruchliwości (W=3). Poniższe ryciny obrazują kierunki ruchów oraz ich osie: zginanie-prostowanie przywodzenie-odwodzenie nawracanie-odwracanie. Staw biodrowy uczestniczy w przekazywaniu obciążeń z kręgosłupa lędźwiowego, poprzez miednicę do kończyn dolnych. zginanie-prostowanie przywodzenie-odwodzenie nawracanie-odwracanie

Alloplastyka stawu biodrowego Nieprawidłowy rozkład obciążeń w stawie biodrowym, sprzyja szybkiemu postępowaniu zmian zwyrodnieniowych, polegających na wadliwym rozwoju panewki oraz odchylenia w budowie bliższej części kości udowej. W zaawansowanych zmianach zwyrodnieniowych stawu biodrowego od ponad trzydziestu lat metodą z wyboru stała się cementowa lub bezcementowa alloplastyka stawu biodrowego. Rozróżnia się totalną (całkowitą) lub też częściową alloplastykę stawu biodrowego.

Podstawowymi elementami składowymi endoprotezy są zazwyczaj: trzpień, główka i panewka. Występują endoprotezy, w których główka i trzpień stanowią jedną całość. Zasadniczym podziałem w alloplastyce jest rozróżnienie na endoprotezy: - cementowe, - bezcementowe. Podział ten wynika z techniki wszczepiania. Podczas wszczepiania w protezach cementowych używa się cementu PMMA kostnego, który po związaniu (6-8 min) stanowi element spajający protezę z kością. Na świecie znacznie więcej wszczepia się protez cementowych, orientacyjnie te proporcje wynoszą jak 6 do 4.

Alloplastyka biodra, poprzez usunięcie chorego stawu i wszczepienie w to miejsce sztucznego stawu, umożliwia radykalne zlikwidowanie zmian patologicznych stawu biodrowego, zmniejszenie bólu i odtworzenie funkcji biodra. W całkowitej alloplastyce stawu biodrowego wymianie podlega zarówno panewka, jak również głowa kości, w częściowej - tylko głowa.

Część udowa jest wykonana głównie z metalu, ale w niektórych modelach głowa wykonana jest z materiału ceramicznego. Natomiast część panewkowa składa się z metalowej łuski, w której umieszcza się plastikową wkładkę, wykonaną z materiału o duże twardości i gładkości. Protezy cementowe są połączone z tkanką kostną za pomocą cementu epoksydowego, natomiast ich bezcementowe odpowiedniki pokryte są siatką drobnych oczek, w które wrasta tkanka kostna zapewniając tym samym stabilizację endoprotezy. Największym problemem w endoprotezoplastyce jest zakotwiczenie implantu w tkance kostnej. Prace nad tym problemem doprowadziły do zaprojektowania różnych rozwiązań konstrukcyjnych. Klasycznym rozwiązaniem części udowej endoprotezy jest trzpień Charnley’a, który jest wprowadzany do kanału rdzeniowego kości udowej i podpierany na kikucie łuku Adamsa, oraz dodatkowo mocowany cementem kostnym stanowiącym polimetakrylan metylu. Trzpień został tak zaprojektowany, aby jego oś stanowiła przedłużenie mięśnia odwodziciela. Rozwiązanie to uległo następnie modyfikacjom polegającym na zmianie kształtów i wymiarów trzpienia oraz kołnierza. Podstawowa zasada kotwiczenia trzpieni pozostaje jednak wciąż ta sama.

Już w roku 1917 Smith i współpracownicy dokonali pokrycia głowy kości udowej szklaną kapą, później pyroglasem lub bakielitem. W późniejszych latach trwały poszukiwania materiałów biokompatybilnych na bazie stopów kobaltu, molibdenu i chromu. W roku 1939 Judet opracował protezę z głową półeliptyczną oraz bardzo krótkim trzpieniem. Dużym postępem była endoproteza McKee-Farrow z 1956 r., w której uwzględniono już zarówno implantacj ę panewki, jak i dłuższego trzpienia. Dynamiczny rozwój endoprotezy rozpoczyna się od 1960 r., tj. od opracowania przez Chamleya nowoczesnej protezy ze stopu Cr-Co-Mo (zarówno trzpień, jak i panewka). W końcu lat sześćdziesiątych Chamley, a nieco później Muller, opierając się na podstawach tribologii, wprowadzili panewkę z tworzywa sztucznego (PTEE - polietylen). Zestaw taki nie tylko poprawił warunki tarcia (zmniejszenie oporów), lecz również przyczynił się do lepszego tłumienia drgań. W latach sześćdziesiątych Chamley wprowadził również cement kostny PMMA, stosowany uprzednio w stomatologii.

Jedną z pierwszych bezcementowych całkowitych endoprotez stawu biodorowego była endoproteza Siwasza, stosowana również w Polsce. Przykładem endoprotezy bezcementowej, chyba do dziś najpowszechniej wszczepianej w Polsce, jest endoproteza Wellera Nowszym rozwiązaniem firmy Aesculap jest endoproteza Centrament. Główki endoprotez mogą być wykonywane ze stopów metali, ceramiki oraz cyrkonu. Najszersze zastosowanie znajdują dziś główki ceramiczne. Charakteryzuj ą się one dużą gładkością, jednocześnie twardością, co powoduje, iż są one bardzo odporne na ścieranie.

Obecnie bardzo szybko rozpowszechniają się endoprotezy bezcementowe Obecnie bardzo szybko rozpowszechniają się endoprotezy bezcementowe. Wszczepia się je zazwyczaj do ciasnego kanału. Na trzpieniu endoprotezy, lub jego części, występuje warstwa porowata, w którą przerasta kość, co daje trwałe połączenie. Stosuje się trzpienie endoprotez pokrywane przez napylenie plazmowe porowatą warstwą hydroksyapatytu. Dość powszechnie i z powodzeniem od kilkunastu lat są w Polsce implantowane endoprotezy bezcementowe Parchofera-Móncha, Mittelmeiera, Bicontact firmy Aesculap. Obecnie pojawiają się endoprotezy z coraz krótszym trzpieniem (a właściwie jest to nawiązanie do konstrukcji rozwijanych na przełomie lat siedemdziesiątych i osiem­dziesiątych). W tym przypadku dociśnięcie endoprotezy w kanale zabezpieczono dodatkowo śrubą kostną, wprowadzaną z zewnętrznej części kości. Uważa się, że takie rozwiązanie trzpienia lepiej zabezpiecza jego współpracę z kością.

Dokładne badania głowy kości udowej wykazały, iż ma ona kształt eliptyczny. Ponadto pokrycie głowy kości chrząstką stawową jest nierównej grubości. W związku z tym w rzeczywistym stawie obserwuje się zjawisko przetłaczania cieczy synowialnej, w wyniku zawsze mamy do czynienia z tarciem płynnym. W nawiązaniu do tego zjawiska w naturze, firma Samo opracowała endoprotezę do częściowej alloplastyki stawu biodrowego. Kształt głowy jest eliptyczny i uzyskano w ten sposób efekt smarowania hydrodynamicznego w stawie biodrowym. Jest to rozwiązanie konstrukcyjne profesora Pipino.

Wprowadzenie implantu do kostnych struktur nośnych powoduje, iż najczęściej przejmuje on całość przenoszonych obciążeń. Z kolei niedociążenie kości powoduje powstanie procesu osteolizy (rozpuszczania kości). Dlatego też dobór odpowiednich właści­wości mechanicznych (moduł sprężystości E, moduł Kirchoffa G, liczba Poissona V, parametry geometryczne) wszczepu do właściwości danej struktury kostnej nabiera pierwszorzędnego znaczenia. Wszczep musi ponadto sprostać odpowiednim obciążeniom, zarówno statycznym, jak i dynamicznym. W ustrojach nośnych człowieka podczas czynności życiowych pojawiają się bardzo duże obciążenia (siły zewnętrzne oraz oddziaływanie mięśni i więzadeł). Wszczepy muszą się charakteryzować możliwie dużą wytrzymałością zmęczeniową. Implanty podlegają na ogół obciążeniom zmiennym. Wszczepy metalowe zachowują się inaczej w trakcie obciążeń dynamicznych niż kość, która w odróżnieniu od implantów jest strukturą kompozytową.

Idealna endoproteza stawu biodrowego powinna spełniać następujące zasady:   - odwzorowanie cech kinematycznych zdrowego stawu biodrowego, - odwzorowanie kształtu górnej części kości udowej, - uzyskanie trwałego połączenia endoprotezy z kością, - odwzorowanie charakterystyk podatności naturalnego stawu poprzez uelastycznienie trzpienia endoprotezy, - równomierne rozłożenie obciążenia wzdłuż górnej części kości udowej zbliżone do rozkładu obciążenia w zdrowym stawie biodrowym, - umożliwienie tłumienia drgań i łagodzenie przeciążeń statycznych. Wymienione zasady w różnym stopniu uwzględnione są w projektowaniu endoprotez. Ostatecznie implanty ocenia się z uwagi na ich biofunkcjonalność a dążenie do jej osiągnięcia może polegać na wykorzystaniu jednej lub kilku zasad.

Metale z pamięcią kształtu właściwość niektórych stopów, które po ogrzaniu przyjmuj ą kształt nadany im uprzednio (shape memory) umożliwiaj ą regulację odkształceń i sił docisku w stosowanych implantach. Najszersze zastosowania metali, w których występuje zjawisko zapamiętywania kształtu mają stopy Ni-Ti oraz trójskładnikowe Cu-Zn-Al. Zastosowania medyczne: klamry kostne, sztuczne krążki międzykręgowe.

W ostatnich latach obserwuje się intensywny rozwój oraz zastosowanie w implantacji materiałów biodegradowalnych. Przykładem takiego materiału może być polilaktyd (poliestercykliczny hydroksy kwasu). Materiał ten jest chyba jednym z bardziej interesujących tworzyw do wytwarzania implantów resorbujących się wewnątrz struktur anatomicznych. Poliaktyd znajduje zwłaszcza zastosowanie w osteosyntezie (połączenie kostne). Mogą być z niego wytwarzane biodegradowalne śruby, kostne płytki do osteosyntezy, itp

Operacja wszczepienia stawu biodrowego Usuwanie uszkodzonej główki kości udowej Wiercenie panewki dopasowanej do sferycznego kształtu metalowej części. Wstawienie części protezy, mocowanej za pomocą epoksydowego cementu Przygotowywanie kanału udowego dopasowanego do kształtu metalowego pnia udowego Wstawienie pnia udowego, klejenie Przymocowywanie główki uda

Usuwanie głowy kości udowej Usuwanie głowy kości udowej. Po otwarciu stawu, głowa kości udowej jest oddzielana od panewki stawu, poczym głowa wraz z szyjką są odcinane. Usuwanie panewki stawu biodrowego. Przy użyciu świdra w kształcie hemisfery panewka zostaje usunięta, a w jej miejscu pozostaje zagłębienie dokładnie pasujące swym kształtem do metalowej łuski w której zostanie umieszczona sztuczna panewka. Umieszczenie sztucznej panewki stawu biodrowego. Po określeniu wielkości i kształtu panewki sztuczny komponent umieszcza się w miejsce naturalnego. W przypadku protez bezcementowych, metalowa łuska jest zakotwiczona w tkance kostnej przy pomocy śrub, natomiast endoprotezy cementowe – przez cement epoksydowy lub ciasne dopasowanie do otrzymanego otworu.

Wytworzenie kanału w kości udowej Wytworzenie kanału w kości udowej. Przy użyciu odpowiedniej raszpli zostaje wytworzony kanał w kości udowej kształtem pasujący do metalowego trzpienia endoprotezy. Umieszczenie metalowego trzpienia endoprotezy w kości udowej. Gdy odpowiedni kształt i rozmiar zostaną wybrane, trzpień zakotwiczany jest w kości udowej. Protezy bezcementowe są utrzymywane dzięki ciasnemu dopasowaniu do wytworzonego kanału (kanał wierci się o średnicy nieznacznie mniejszej od średnicy metalowej szypuły), natomiast cementowe odpowiedniki – przy użyciu cementu epoksydowego (w tym przypadku średnica kanału jest większa).   Dopasowanie metalowej głowy. Metalowa kulka – odpowiednio dopasowana – pełni rolę głowy kości udowej.

Szeroko stosowana na świecie metoda leczenia, polegająca na wszczepieniu całkowitego, sztucznego stawu biodrowego jest obarczona dużym procentem powikłań, zwłaszcza występowaniem aseptycznego obluzowania. Każdego roku na świecie implantuje się blisko 800 tyś. stawów biodrowych, w samych Stanach Zjednocznonych ok. 250 tysięcy, w Polsce natomiast szacuje się ich liczbę na ok. 15 tyś. Według ocen lekarzy, takich zabiegów w kraju powinno się przeprowadzać znacznie więcej. Ponieważ koszt operacji dochodzi nawet do 7 tyś. zł, więc stwarza to wyobrażenie o kosztach takich zabiegów w skali kraju. W razie konieczności powtórzenia zabiegu (reimplantacji) koszty ulegają podwyższeniu do 13 tyś. zł, a nawet 20 tyś. zł. (R.Będziński „Biomechanika inżynierska” 1997)

e-nawrat SZTUCZNE NARZĄDY I ROBOTY MEDYCZNE Noga

Początki alloplastyki kolana często wiąże się z zastosowaniem koncepcji Chamleya, odnoszącej się do alloplastyki stawu biodrowego. W późniejszym okresie powstały nowe rozwiązania konstrukcyjne różnego rodzaju endoprotez, zwłaszcza kłykciowych. Twórcy tych protez swoimi rozwiązaniami konstrukcyjnymi starają się naśladować budowę anatomiczną stawu. W nowoczesnych rozwiązaniach starano się oszczędzać ścinanie tkanki kostnej, zachować trajektorię ruchu elementów kostnych oraz zachowanie struktur stabilizujących staw.

Pierwszą próbą zastąpienia zużytego stawu kolanowego było wszczepienie sztucznego stawu przez Walldiusa w 1951 r.; był to model całkowitej endoprotezy zawiasowej. Dobre na ogół wyniki wczesnej alloplastyki stanowiły zachętę do wykorzystania tej metody operacyjnej u ludzi starszych, w najcięższych przypadkach choroby zwyrodnieniowej oraz w zapaleniach reumatoidalnych stawu kolanowego. Kolejnymi rozwiązaniami endoprotez zawiasowych były konstrukcje sztucznych stawów Shiersa, Younga, Stanmnore'a, Gaspara, St George'a. Niestety, nie odtwarzały one w pełni kinematyki stawu. Policentryczny charakter ruchu stawu kolanowego, związany z oddziaływaniem złożonego stanu obciążenia, zwłaszcza rotacji, był często przyczyną obluzowań oraz przedwczesnego zużycia (metaloza). Metaloza jest związana z wprowadzeniem do stawu obcego ciała i wiąże się najczęściej z powstawaniem stanów zapalnych. Później pojawiły się rozwiązania kon­strukcyjne endoprotez typu kłykciowego (kondylame) takich firm jak Aesculap, Zimmer, Waldemar Link, Howmedica,

Podstawowymi elementami konstrukcyjnymi protezy goleni są: lej kikutowy, stopa protezowa, część goleniowa spełniająca rolę łącznika. Zaopatrzenie protezowe kikuta uda stanowi problem bardziej złożony od zaopatrzenia goleni. Obok dopasowania leja konieczna jest funkcjonalna substytucja dwóch ważnych dla statyki i czynności ruchowej stawów: kolanowego i skokowego. Proteza uda składa się z części goleniowej wraz ze stopą oraz leja udowego, połączonego z golenią za pomocą osi pozwalającej na ruch w utworzonym w ten sposób stawie kolanowym, w zakresie od pełnego wyprostu do zgięcia poza kąt prosty. W przypadku braku kikuta po amputacji na wysokości krętarzy lub całkowitego odjęcia kończyny w stanie biodrowym, od protezy wymagana jest stabilność podparcia masy ciała, jak też kontrolowane możliwości wykorzystania ruchomych połączeń.

Proteza kończyny dolnej C-Leg z elektronicznie sterowanym układem hydraulicznym najlepiej ze wszystkich do­tychczasowych protez imituje naturalny chód. Jest to pierwszy na świecie system przegubowy całkowicie sterowany mikroprocesorem. Elektroniczne sensory dostarczają danych niezbędnych do za­bezpieczenia fazy podporu i kierowania fazą wymachu. Pacjent nie musi myśleć o chodzie. C-Leg w ciągu sekundy otrzymuje 50 informacji o aktualnym stanie cho­du. Czujnik kolana na bieżąco przekazuje dane potrzebne do dynamicz­nego sterowania fazą wymachu, uwzględnia przy tym częstotliwość i długość kroku. By za­pewnić prawidłowe pod­parcie, komórki dyna-mometryczne w rurze podudzia rejestrują in­formacje o nacisku pięty i obciążeniu przedstopia. Umożliwia to swobodne poruszanie się nawet po stromej pochylni lub nie­równomiernie ukształto­wanym terenie, np. wy-ściółce leśnej. Proteza kosztuje ok. 80 tyś. zł.

e-nawrat SZTUCZNE NARZĄDY I ROBOTY MEDYCZNE Kręgosłup

Stabilizatory stosowane w leczeniu chorób kręgosłupa Leczenie operacyjne uszkodzeń kręgosłupa powinno spełnić trzy podstawowe funkcje: 1. Zapewnić, przez odbarczenie, optymalne warunki dla przywrócenia funkcji rdze­nia i korzeni nerwowych. 2. Odtworzyć możliwie poprawnie struktury anatomiczne kręgosłupa, ze szczególnym uwzględnieniem kanału kręgowego. 3. Przywrócić stabilność w uszkodzonym segmencie ruchowym kręgosłupa.

e-nawrat SZTUCZNE NARZĄDY I ROBOTY MEDYCZNE Ręka

Sztuczna ręka to uproszczony model mechaniczny ręki naturalnej zachowujący jej wygląd zewnętrzny oraz umożliwiający wykonywanie ruchów chwytnych. Funkcja chwytna rąk protezowych wymaga dostarczenia energii ruchowej z zewnątrz. W praktyce stosujemy 4 rodzaje protez rąk: a) Ręka bierna - odtwarzająca tylko wygląd zewnętrzny, służy głównie do celów maskowania kalectwa i wsparcia masy ciała oraz możliwości przytrzymania przedmiotu. Stosuje się u małych dzieci oraz u osób, które nie mogą lub nie chcą korzystać z rąk typu czynnego.

b) Ręka mechaniczna - spełniająca funkcję chwytną i kosmetyczną b) Ręka mechaniczna - spełniająca funkcję chwytną i kosmetyczną. Jej funkcja chwytna zasilana jest przez mechaniczne przeniesienie energii ruchowej z kurczącego się mięśnia bezpośrednio na jej urządzenia wykonawcze lub pośrednio z poruszanych mięśniami elementów anatomicznych narządu ruchu. Najczęściej stosowane są ręce czynnie otwierane, w których rozwarcie palców uzyskuje się za pośrednictwem linki sterującej połączonej ze źródłem energii ruchowej. Zwarcie palców następuje biernie, pod wpływem działania napiętej sprężyny. W określonych sytuacjach stosujemy ręce czynnie zamykane albo dwutaktowe, w których każdorazowo czynne napięcie linki sterującej naprzemiennie otwiera lub zamyka palce.

c) Ręka elektromechaniczna - ruchy rozwierania i zwierania palców są zasilane z baterii elektrycznej, a sterowanie mechaniczne. Źródłem energii mechanicznej są ruchy natu­ralne w obrębie obręczy kończyny górnej. Wskazaniem do zastosowania ręki elektro­mechanicznej są amputacje obustronne w obrębie ramienia. d) Ręka bioelektryczna - mą tą samą sprawność ruchową jak ręka elektromechaniczna. Jest zasilana z baterii elektrycznej, sterowanie jej ruchami odbywa się za pomocą sygnałów mioelektrycznych powstających w kurczących się mięśniach zginaczy i prostowników. Sygnały te są wychwytywane przez dwie elektrody nawierzchniowe wmontowane w ścianki leja protezy. Ten rodzaj sterowania uzyskał nazwę bioelektrycznego. Ręka ta jest stosowana jako alternatywne zaopatrzenie kikutów przedramienia.

Rodzaje protez kończyny górnej Protezy ręki i poszczególnych palców Zaopatrzenie protezowe po amputacji palców z zachowaniem kciuka Dłoń z trzema palcami funkcjonalnymi i dwoma kosmetycznymi Proteza po amputacji kciuka Protezy mechaniczne i elektryczno - mechaniczne 11

Proteza stawu łokciowego to urządzenie zawiasowe, umożliwiające ruch kątowy przedramienia protezy względem jej ramienia oraz blokowanie tego ruchu w wybranej pozycji. Zależnie od rodzaju amputacji stosuje się stawy łokciowe mechaniczne, elektryczne lub pneumatyczne. Są: a) Bierne - posiadają ok. 150° biernego zgięcia z grawitacyjnym blokowaniem w trzech lub więcej pozycjach. Stawy te stosujemy u osób, które nie chcą czynnie blokować i zginać stawu za pośrednictwem zawieszenia sterującego. b) Czynne - po zwolnieniu za pomocą linki sterującej uzyskują wolny ruch zginania i prostowania. Są one podstawowym wyposażeniem wszystkich protez z ręką mechaniczną.

e-nawrat SZTUCZNE NARZĄDY I ROBOTY MEDYCZNE Materiały

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 z dodatkami Cr-Ni, które poprawiają ich biotolerancję. Tak duża popularność w stosowaniu wynika przede wszystkim z ich stosunkowo niskiej ceny.

Definicje niektórych mechanicznych właściwości materiałów: Wytrzymałość - zdolności materiału do przenoszenia obciążeń bez jego zniszczenia. Twardość - zwykle definiowana jako odporność materiału na odkształcenia trwałe pod wpływem sił skupionych działających na małą powierzchnię tego materiału. Sprężystość - zdolność materiału do odzyskania pierwotnego kształtu i wymiarów po usunięciu obciążeń, wywołujących odkształcenie. Plastyczność - zdolność materiału do osiągnięcia nowych kształtów oraz zachowa­nia tych kształtów po zdjęciu obciążenia, bez naruszenia spójności (pęknięć).

Ciągliwość - zdolność materiału do ulegania dużym odkształceniom trwałym pod działaniem sił bez pęknięć. Wiązkość - zdolność materiału do nieodwracalnego pochłaniania mechanicznej ener­gii odkształcenia. Kruchość - przeciwieństwo wiązkości, właściwość materiału polegająca na jego pękaniu bez uprzednich znaczniejszych odkształceń plastycznych. W celu określenia własności mechanicznych materiałów podanych określonym stanom naprężenia prowadzi się badania wytrzymałościowe.

Bioceramika najczęściej jest stosowana w implantacji elementów endoprotez oraz segmentów sztucznej kości. Szczególnie duże walory wykazuje ceramika jako wszczep zastępujący ubytki układu kostnego. Wszczepy ceramiczne z po­wodzeniem zastępują wszczepy kostne autogenne; łatwo ulegają obrośnięciu tkanką kostną. Optymalne wrastanie w strukturę kostną zapewniają pory wielkości od 100 do 150 m. Najszybsze wrastanie kości obserwuje się, gdy rozmiary porów wynoszą od 500 do 1000 m. Przeszczep kostny, zanim zostanie przebudowany, ulega resorpcji, traci swoje właściwości podporowe. Wszczep ceramiczny nie podlega tym procesom. bezporowata ceramika jest stosowana jako materiał na główki endoprotez stawu biodrowego. W praktyce klinicznej wielu ośrodków uważa się, że najlepszą konstrukcję endoprotezy stanowi trzpień ze stopów na bazie tytanu, pokryty warstwą porowatą (hydroksyapatyt), głowa natomiast z ceramiki bezporowatej = dobra trwałość, tj. małe zużycie cierne, oraz dobra biotolerancja biologiczna.

Procesy zachodzące na granicy implant-organizm mają charakter molekularny i dotyczą najmniejszych cząstek, takich jak woda, oraz większych np. protein. Środowisko w jakim znajduje się implant wywiera duży wpływ na jego powierzchnię m. in. przez swój skład chemiczny oraz pH. Płyny ustrojowe są natlenowanym roztworem soli, w którym naturalne pH może zmieniać się od 5,5 do 9,0 w przypadku zakażenia lub niewłaściwego gojenia się rany. Biorąc pod uwagę fakt, że roztwór soli jest dobrze natlenowany i jego temperatura wynosi 37 stopni, istnieją dobre warunki do niszczenia metalu wskutek korozji elektrochemicznej.

Pierwiastki tworzące implant mogą być dobrze tolerowane przez organizm (pierwiastki biozgodne), lub powodować reakcje toksyczne, alergiczne lub kancerogenne. Może dochdzić do uwalniania toksycznych pierwiastków takich jak: V, Ni, Cr. Mogą one być uwalniane dzięki procesom oksydacyjnym, kiedy to warstwa tlenków obecna na powierzchni metalu nie spełnia funkcji pasywujących i jony mogą swobodnie przechodzić przez warstwę tlenków. Równocześnie towarzyszyć temu może inkluzja jonów (głównie Ca i P) obecnych w środowisku tkankowym do tlenku. Dzieje się to ze względu na uaktywnienie procesów: katalizy i kompleksowego formowania jonów wywołujących utlenianie.

Powierzchnia implantu dla organizmu jest materiałem obcym, który wykazuje tendencję do obniżania swojej energii powierzchniowej. Może to doprowadzić do tworzenia wiązań chemicznych między materiałem implantowanym a biomolekułami o różnym charakterze: od słabych połączeń siłami Van der Waalsa do silnych wiązań jonowych lub kowalencyjnych. W przypadku gdy siła wiązania jest zbyt duża może dojść do denaturacji białek poprzez wytworzenie wiązań z powierzchnią i jednoczesnym zerwaniem z proteinami. Powierzchnia wszczepionego materiału pokrywa się mieszaniną dużych i małych cząstek. Większe molekuły mają mniejszą ruchliwość i przylegają do powierzchni implantu dzięki adhezji i mniejszym cząstkom. Takie warstwy są specyficzne dla danego rodzaju materiału, gdyż różne powierzchnie mając różne właściwości fizykochemiczne, będą pokrywane innymi warstwami.

Energia powierzchowna implantu wpływa również na przebieg reakcji chemicznych, głównie na zasadzie katalizy. Taką kataliczną powierzchnią czynną charakteryzują się metale szlachetne. Było to powodem, obok ich wysokiej ceny, do zaniechania stosowania ich w medycynie. Właściwości kataliczne wykazują również inne substancje biologiczne, np. enzymy lub przeciwciała. Współcześnie stosowane biomateriały nie wykazują takich właściwości. Stwierdzono jednak występowanie procesów katalicznych w ich warstwie wierzchniej. Oddziaływanie to wynika z adsorpcji tylko wybranych składników na powierzchni biomateriału. W efekcie dochodzi do adsorpcji wody, jonów i białek na powierzchni tworzywa implantowanego do środowiska tkankowego. Implantowany materiał w środowisku tkankowym jest najczęściej pokryty warstwą makrofagów przylegających do implantu, gęsto upakowaną warstwą kolagenu o grubości ok. 100 mikrometrów oraz zewnętrzną, luźną warstwę naczyń krwionośnych. Molekuła, która chce się przedostać do powierzchni implantu, musi pokonać wszystkie te warstwy, a proces ten zależny jest od przepuszczalności naczyń krwionośnych.

Ważnym problemem związanym z wszczepieniem implantów jest ryzyko infekcji. Do najistotniejszych zjawisk związanych z wystąpieniem infekcji należy zaliczyć: destrukcję tkanek, szybsze niszczenie implantów, rozszerzenie się infekcji. Bardzo ważnym elementem, który w dużej mierze przyczynia się do inicjacji procesów chorobowych, jest zdolność mikroorganizmów do przylegania do powierzchni implantów. Na odpowiedź organizmu na wszczepienie obcego ciała wywierają wpływ zarówno czynniki ogólnoustrojowe, jak i lokalne. Dlatego odpowiedź immunologiczna organizmu, od której zależy biotolerancja implantu, może być zmieniana przez obecność bakterii i biofilmów na powierzchni endoprotezy. Należy jeszcze raz podkreślić, że procesy na granicy implant – organizm nie są do końca poznane. Wiadomo jednak, że stan fizykochemiczny warstwy wierzchniej materiału implantowanego ma ogromny wpływ na bezpieczne funkcjonowanie w organizmie.

e-nawrat SZTUCZNE NARZĄDY I ROBOTY MEDYCZNE KONIEC SERII Czwartej WYKŁADÓW DZIĘKUJĘ ZA UWAGĘ ZAPRASZAM DO TESTU PRÓBNEGO