Материалы, которые используются для биомедицинских или клинических целей, известны как биоматериалы . В следующей статье рассматриваются биоматериалы пятого поколения, которые используются для замены костной структуры. Для того, чтобы любой материал был классифицирован для биомедицинского применения, должны быть соблюдены три требования. Первое требование заключается в том, что материал должен быть биосовместимым ; это означает, что организм не должен относиться к нему как к инородному объекту. Во-вторых, материал должен быть биоразлагаемым (только для трансплантата); материал должен безвредно разлагаться или растворяться в теле организма, чтобы позволить ему возобновить естественное функционирование. В-третьих, материал должен быть механически прочным; для замены несущих конструкций материал должен обладать эквивалентной или большей механической устойчивостью, чтобы обеспечить высокую надежность трансплантата.
Термин биоматериал используется для материалов, которые могут использоваться в биомедицинских и клинических приложениях. Они биоактивны и биосовместимы по своей природе. В настоящее время многие типы металлов и сплавов ( нержавеющая сталь , титан , никель , магний , сплавы Co–Cr, сплавы Ti), [1], керамика ( цирконий , биостекло , оксид алюминия , гидроксиапатит ) [1] и полимеры (акрил, нейлон, силикон, полиуретан, поликапролактон, полиангидриды) [1] используются для несущих нагрузку приложений. Это включает в себя зубные протезы и соединение костей или протезы для медицинского и клинического применения. Поэтому их механические свойства очень важны. Механические свойства некоторых биоматериалов и костей обобщены в таблице 1. [2] Среди них гидроксиапатит является наиболее широко изученным биоактивным и биосовместимым материалом. Однако он имеет более низкий модуль Юнга и вязкость разрушения при хрупкой природе. Следовательно, требуется производить биоматериал с хорошими механическими свойствами.
Модуль упругости определяется просто как отношение напряжения к деформации в пределах пропорциональности. Физически он представляет собой жесткость материала в диапазоне упругости при приложении растягивающих или сжимающих нагрузок. Он имеет клиническое значение, поскольку указывает на то, что выбранный биоматериал имеет схожие деформируемые свойства с материалом, который он собирается заменить. Эти материалы, несущие силу, требуют высокого модуля упругости с низким прогибом. По мере увеличения модуля упругости материала сопротивление разрушению уменьшается. Желательно, чтобы модуль упругости биоматериала был аналогичен модулю упругости кости. Это связано с тем, что если он больше модуля упругости кости, то нагрузка ложится только на материал; в то время как нагрузка ложится на кость, только если она меньше костного материала. Модуль упругости материала обычно рассчитывается с помощью испытания на изгиб, поскольку в этом случае прогиб можно легко измерить по сравнению с очень небольшим удлинением при сжимающей или растягивающей нагрузке. Однако биоматериалы (для замены костей) обычно пористые, а размеры образцов невелики. Поэтому для определения модуля упругости этих материалов используется метод наноиндентирования. Этот метод обладает высокой точностью и удобен для микромасштабных образцов. Другим методом измерения модуля упругости является неразрушающий метод. Это также клинически очень хороший метод из-за его простоты и повторяемости, поскольку материалы не разрушаются. [3] [ нужна страница ]
Твердость является мерой пластической деформации и определяется как сила на единицу площади вдавливания или проникновения. Твердость является одним из важнейших параметров для сравнения свойств материалов. Она используется для определения пригодности клинического использования биоматериалов. Желательно, чтобы твердость биоматериала была равна твердости кости. Если она выше, чем у биоматериала, то он проникает в кость. Более высокая твердость приводит к меньшему истиранию. Как сказано выше, образцы биоматериалов очень малы, поэтому используются микро- и наномасштабные испытания твердости (алмазные инденторы Кнупа и Виккерса). [3] [ нужна страница ]
Прочность материала определяется как максимальное напряжение, которое может быть выдержано до того, как произойдет разрушение. Прочность биоматериалов (биокерамики) является важным механическим свойством, поскольку они хрупкие. В хрупких материалах, таких как биокерамика, трещины легко распространяются, когда материал подвергается растягивающей нагрузке, в отличие от сжимающей нагрузки. Существует ряд методов определения прочности материалов на растяжение, таких как испытание на изгиб при изгибе, испытание на прочность при двухосном изгибе и подход Вейбулла . В биокерамике дефекты влияют на надежность и прочность материала во время имплантации и изготовления. Существует ряд способов, которыми дефекты могут быть получены в биокерамике, таких как термическое спекание и нагревание. Для биокерамики важна высокая надежность, а не высокая прочность.
Прочность хрупких материалов зависит от размера дефектов, распределенных по всему материалу. Согласно теории разрушения при растяжении Гриффита, наибольший дефект или трещина будет вносить наибольший вклад в разрушение материала. Прочность также зависит от объема образца, поскольку размер дефекта ограничен размером поперечного сечения образца. Поэтому, чем меньше образец (например, волокна), тем выше прочность на излом. Пористость имплантированной биокерамики оказывает огромное влияние на физические свойства. Поры обычно образуются во время обработки материалов. Увеличение пористости и размера пор означает увеличение относительного объема пустот и уменьшение плотности; это приводит к снижению механических свойств и снижает общую прочность биокерамики.
Использование керамики в качестве самостоятельных имплантатов, способных выдерживать растягивающие напряжения, является основной целью инженерного проектирования. Для достижения этой цели использовались четыре общих подхода: 1) использование биоактивной керамики в качестве покрытия на металлической или керамической подложке, 2) укрепление керамики, например, посредством кристаллизации стекла, 3) использование механики разрушения в качестве подхода к проектированию и 4) укрепление керамики второй фазой.
Например, гидроксиапатит и другие биокерамические материалы на основе фосфата кальция важны для восстановления твердых тканей из-за их сходства с минералами в натуральной кости, а также их превосходной биосовместимости и биоактивности, но они имеют низкую усталостную прочность и прочность. Поэтому биоинертные керамические оксиды с высокой прочностью используются для улучшения их уплотнения и механических свойств.
Вязкость разрушения требуется для изменения распространения трещин в керамике. Она полезна для оценки пригодности к эксплуатации, производительности и долгосрочного клинического успеха биоматериалов. Сообщается, что материал с высокой вязкостью разрушения улучшил клинические характеристики и надежность по сравнению с материалом с низкой вязкостью разрушения. [4] Ее можно измерить многими методами, например, методом разрушения при вдавливании, методом прочности при вдавливании, методом односторонней надрезной балки, методом односторонней предварительно растрескавшейся балки и методом двойной консольной балки.
Усталость определяется как разрушение материала из-за повторяющейся/циклической нагрузки или разгрузки (напряжения растяжения или сжатия). Это также важный параметр для биоматериалов, поскольку циклическая нагрузка применяется в течение их срока службы. В этом состоянии циклической нагрузки на границе матрицы и наполнителя могут образовываться микротрещины/дефекты. Эта микротрещина может инициировать постоянную пластическую деформацию, которая приводит к большому распространению трещины или разрушению. Во время циклической нагрузки несколько факторов также способствуют образованию микротрещин, таких как фрикционное скольжение сопряженной поверхности, прогрессирующий износ, остаточные напряжения на границах зерен, напряжение из-за сдвига. [3]
Таблица 1: Сводка механических свойств кортикальной кости и биоматериала
Усталостный перелом и износ были определены как некоторые из основных проблем, связанных с ослаблением имплантата, защитой от стресса и окончательным отказом имплантата. Хотя износ обычно наблюдается в ортопедических приложениях, таких как протезы коленного и тазобедренного суставов, он также является серьезным и часто фатальным опытом в механических клапанах сердца. Выбор биоматериалов для износостойкости, к сожалению, не может полагаться только на традиционное мышление об использовании твердой керамики из-за ее низкого коэффициента трения и высокого модуля упругости. Это связано с тем, что керамика, как правило, склонна к хрупкому разрушению (имея вязкость разрушения, как правило, менее 1 МПа√м) и требует абсолютного контроля качества, чтобы избежать усталостного разрушения при использовании медицинских устройств. Разработка усталостных переломов и износостойких биоматериалов рассматривает биокомпозиты из двух или более различных фаз, например, во взаимопроникающих сетчатых композитах. Преимущество этих композитов заключается в том, что можно включать контролируемые химические вещества для высвобождения лекарств, модификаторы трения, различные морфологии для обеспечения лучшей работы хозяина-имплантата и химические вещества для уменьшения или облегчения удаления остатков износа. Не менее важны и инструменты, разработанные для прогнозирования усталостного разрушения/износа с использованием новых методологий, включающих испытания in vitro, компьютерное моделирование для получения расчетных напряжений и карт разрушения/износа для выявления механизмов.
Вязкоупругость , свойство материала, характеризующееся выдавливанием двойного твердого и жидкоподобного поведения, обычно встречается в ряде биоматериалов на основе полимеров, включая те, которые используются в биомедицинских устройствах, а также в клинических условиях. От поверхностных покрытий на основе полимеров на стентах с лекарственным покрытием до спутанных сетей тканей, которые обладают способностью выдерживать нагрузку, и гидрогелей, которые обладают сложными поперечными связями, все эти примеры демонстрируют вязкоупругое поведение. Часто для описания реологического поведения металлов и других твердых материалов используются теория пластичности потока и линейная упругость , однако они обычно не используются для уточнения поведения материала биоматериалов. Вязкоупругость часто описывается в терминах его зависящих от времени свойств материала, связанных с его характерным временем релаксации напряжения . Кроме того, рассеивание энергии, связанное с жидкоподобной частью ответа на приложенную нагрузку, может быть направлено в комплексный модуль, который представлен двумя различными категориями: одной действительной и одной мнимой для вязкоупругого ответа [10] . Вязкоупругую реакцию биоматериала можно моделировать с помощью линейных математических моделей и, как правило, нелинейных математических моделей, которые соответствуют нагрузочным возможностям используемого биоматериала.
Существует тенденция, что полимерные биоматериалы демонстрируют те же характеристики, что и твердые, жесткие материалы в течение короткого промежутка времени, в дополнение к демонстрации исключительного поведения потока в течение более длительных периодов времени. Это приводит к долгосрочному анализу и исследованиям, направленным на обеспечение механической целостности этих биоматериалов для предотвращения потенциальной деформации и механического отказа после использования в клинических условиях. Вязкоупругое поведение обычно зависит от таких факторов, как плотность сшивки, средняя молекулярная масса, степень кристалличности и степень запутанности, а также общая химия биоматериала. Существуют программы моделирования, используемые для исследования поведения материала в диапазоне температур и применяемых частот, а также для снижения потенциальной сложности при синтезе полимеров на промышленном уровне и для коммерческого использования. Сами программы часто фокусируются на снижении скорости механической и экологической деградации, сосредоточившись на исследовании чувствительности к скорости, а также реакции ползучести [11] . Например, в полимерных трансплантатах, которые заменяют ткани, необходимо имитировать вязкоупругую реакцию, чтобы обеспечить достаточную биосовместимость и структурную стабильность на протяжении всего срока службы материала.
Сами ткани на своем фундаментальном уровне представляют собой объединение запутанных и сшитых полимерных сетей, которые состоят из коллагена, других органических соединений, обнаруженных в организме человека, и длинных полимерных цепочечных структур. Степень, в которой происходит запутывание, сшивание между другими соединениями и способность к взаимопроникновению избыточных полимерных сетей определяют выдающийся характер тканевой сети. Все, от макроскопических структурных до атомистических уровней в ткани, таких как поведение извитости, наблюдаемое в сухожилиях, может уступить место нелинейному упругому поведению, которое может быть сильно выражено из-за межмолекулярных структур внутри материала. Поскольку ткани гидролизуются для поддержания биологической функции, это часто влияет на их механические характеристики, поскольку часто приводит к тому, что жидкий компонент влияет на деформационную реакцию материала. Кроме того, степень сшивания, присутствующая в индивидуальной сшитой коллагеновой сети, может быть подвержена биологической среде указанной сшитой сети [12] . Учитывая это, зависящие от времени механические свойства тканей могут быть невероятно взаимозависимы от молекулярных взаимодействий и химической среды, в которой находится конкретная ткань. По сравнению с другими тканями, сам суставной хрящ начинает увеличиваться при разгрузке, и это приводит микроструктуру материала в состояние напряжения. Суставной хрящ, собственный биоматериал, обычно обеспечивает мягкую основу для хвостовой части узких костей, расположенных в синовиальных суставах, обеспечивая при этом смазочные возможности, которые позволяют суставам взаимодействовать без избыточного трения. Сам хрящ состоит из коллагеновых волокон в запутанной гелеобразной структуре. Эта структура ткани ведет себя подобно вязкоупругому твердому телу в том смысле, что реакция на деформацию при избыточной нагрузке зависит от скорости нагрузки. Кроме того, когда к ткани прикладывается механическая нагрузка, жидкость вытесняется из пористых мембран биоматериала, что усугубляет постоянную деформацию, одновременно подавляя вязкий поток и уменьшая энергию в материале в целом. В целом вязкоупругие характеристики и вязкие свойства жидкой фазы играют роль в динамическом поведении тканей и материалов на их основе.