Проектирование такой структуры, как кость, очень сложная задача, потому, что в порах должно быть достаточно места для прикрепления и пролиферации клеток. Реакция клеток и врастание кости могут влиять на воздействие пористых металлических каркасов, напечатанных на 3D-принтере. Но, в отличие от обычных методов, 3D-печать пористых каркасов определяется контролируемым и точным производственным процессом. Это свойство позволяет медикам формировать индивидуальные готовые имплантаты для отдельных пациентов, обеспечивая равномерное распределение пор на микромасштабе, такое же, как в структуре кости.Костное врастание является важной темой, особенно в области ортопедии, из-за широкого спектра использования в бесцементных суставах, восстановлении и замещении массивных костных дефектов, вызванных различными причинами. Большой проблемой является врастание собственной кости в поры имплантата, т.е. содействие врастанию кости. Если за неделю зарастания кости произойдёт расшатывание и проседание имплантата, то это может вызвать боли и даже потребуется хирургическое вмешательство. Некоторые имплантаты непригодны для использования, поскольку они гладкие и нестабильные, поэтому врачам приходится использовать для некоторых из них дополнительную обработку. Это требуется для увеличения шероховатости и улучшения механических свойств. Следует отметить, что упомянутые методы имеют свои специфические ограничения, так как приводят к некоторым неудовлетворительным свойствам имплантатов, особенно в нижних конечностях.
В ряде случаев эти проблемы решались введением пористых имплантатов, которые имеют интегрированную взаимосвязанную структуру из-за своих пор. Это позволяет кости врастать глубоко в имплантат, заполняя эти поры. Таким образом создаётся прочное соединение. Используя пористые имплантаты, врачи не сталкиваются с разрушением структуры из-за технологии интегрального формования. Но и эти разновидности имеют три недостатка в клинических условиях. Во-первых, не всегда можно использовать имплантаты предварительной формы из-за различий в анатомии. Во-вторых, контролировать размер пор слишком сложно, что приводит к отторжению или неправильному функционированию. В-третьих, не во всех ситуациях все поры заполняются межсоединительной тканью. Возможно, это связано с замедлением врастания кости.
Но с некоторых пор в этой области стали применять аддитивное производство имплантатов 3D-биопечатью. В частности, в медицинской сфере эти методики уже используются для изготовления протезов и печати искусственных элементов, таких, например, как клапаны или мембраны. В настоящее время 3D-печать решила проблему получения сложной внутренней структуры имплантата, а также проектирования других протезов, таких, как протезы коленного сустава. Эта технология даёт возможность проектировать размер и форму пор, а также степень шероховатости, поэтому на готовом индивидуальном элементе получается регулярное расположение пор вместо случайного распределения. Влияние пористости на прочность, сжатие и модуль упругости делает имплантаты более похожими по свойствам на человеческую кость. Кроме того, контролируя пористость, врачи могут уменьшить разрушительный эффект защиты от напряжений.
Метод послойного порошкового напыления имеет две платформы: платформу для дозирования материала и платформу для сборки, встроенную в камеру. Первая платформа предназначена для подачи металлического порошка, она непрерывно поднимается и оснащена лезвием для повторного нанесения покрытия, которое перемещает новый порошок по прежнему основанию. Путём вплавления металлического порошка слой за слоем, формируется изготавливаемый элемент. Это послойное изделие - по завершении операции объект необходимо отделить от специальной подложки-основания. Разница между такими методами, как селективное лазерное плавление (SLM - selective laser melting ), электронно-лучевое плавление (EBM - electron beam melting) и селективное лазерное спекание (SLS - selective laser sintering), заключается в типе источника тепла и порошковых связующих. SLM использует высокоэнергетический лазер для расплавления порошка. В EBM используется энергия электронных лучей. Третий тип также основан на лазерном нагреве, но отличается тем, что энергия лазера меньше, а поэтому данный метод используется для плавления полимеров.
Для ортопедического применения мы можем использовать лишь несколько материалов, таких как титан (Ti), тантал (Ta) и полиэфирэфиркетон (PEEK). Эти материалы биологически безопасны для использования, так как не вызывают реакции отторжения. Титан имеет высокую прочность и низкий удельный вес, но для медицинских целей больше важны коррозионная стойкость, хорошая биосовместимость и низкий модуль упругости. Эти свойства делают Ti отличным вариантом для использования в биоматериалах, таких как ортопедические, медицинские устройства, и челюстно-лицевая хирургия. Для биопечати, как правило, используется не чистый титан, а его сплавы (такие как Ti6Al4V), которые имеют почти идеальные механические и биологические свойства. Почти все специальные сплавы титана обладают хорошей остеоинтеграцией и биосовместимостью. В различных тестах остеобласты демонстрируют хорошую адгезию с титановыми каркасами. В других случаях наблюдается врастание кости в микропоры, которое обеспечивает прочную связь.
Есть ещё один металл, очень похожий на предыдущий - это тантал. Он уже давно известен и использовался для исправления черепно-лицевых дефектов у людей, получивших травмы во Вторую мировую войну. Тантал обладает удовлетворительными прочностными свойствами - несколько хуже, чем у титана. Но зато он знаменит противовоспалительными реакциями, благоприятными антикоррозионными свойствами и биосовместимостью, что делает его весьма пригодным для использования в качестве заменителя кости. Кроме того, другие ткани, такие как сухожилия и сосуды, могут интегрироваться в пористый тантал.
Есть ещё один материал, который сегодня используется в имплантологии - сплав кобальт-хром-молибден (CoCrMo). Кобальт придаёт основную механическую прочность, а хром и молибден являются легирующими присадками, которые повышают коррозионную стойкость, устраняют усталостные свойства основного металла и уменьшает кристаллический объём. Твёрдость CoCrMo является самой высокой среди биомедицинских металлических материалов. Механические свойства этого сплава подходят и стабильны для имплантатов, но остеокондуктивность этого сплава слабее, чем у пористых титана и тантала.
Очень интересным материалом является Нитинол – соединение титана и никеля. Он обладает удивительными механическими свойствами, такими как память формы и сверхэластичность, что делает нитинол полезным для имплантологов, особенно в зонах, несущих нагрузку. Благодаря свойству памяти формы нитиноловые имплантаты сохраняют свою морфологию даже при большом давлении и деформации. Сегодня он часто используется для изготовления дуг ортодонтического выравнивания зубов. Другие области его применения - это фильтры полой вены, скобы для остеосинтеза и другие сосудистые элементы. Нитинол обладает благоприятной способностью к цитосовместимости, которая позволяет клеткам расти и прикрепляться к его лункам.
Полиэфирэфиркетон - полукристаллический полимер. Этот полимер обладает особыми свойствами, такими как благоприятная механическая прочность, термическая и химическая стойкость. В настоящее время PEEK используется в медицинских областях гораздо больше, чем металлы. Эта широта использования обусловлена эффективностью PEEK в клинических применениях. Например, имплантаты PEEK чаще всего используются для замены челюстно-лицевой кости. Экспериментами «in vitro» доказано, что нет существенной разницы в остеоинтеграции между этим материалом и титановым сплавом. Одним из недостатков полимера является его гидрофобность, эта характеристика влияет на пролиферацию клеток на поверхности.
Поверхность металлических имплантатов, таких как Ti или Ta, имеет оксидную плёнку, которая защищает имплантаты от коррозии. Эти оксидные плёнки биоинертны. При установке изменяются некоторые факторы, такие как температура, значение кислотности pH и факторы возможного воспаления. Эти изменения приводят к коррозии на поверхности. При повреждении оксидной плёнки на поверхности имплантатов приводит к образованию остатков металла. Ионы металлов могут вступать в реакцию с тканями человека. Эта реакция организма и ионов металлов является реакцией гиперчувствительности IV типа. Из-за накопления остатков металлов и ионов металлов вокруг ткани, Т-клетки и макрофаги проникают в ткань и выделяют цитокины, которые усиливают резорбцию кости, увеличивая риск отторжения или остеолиза.
Было замечено, что возникновение гиперчувствительности выше у имплантатов из кобальт-хром-молибденового сплава, чем у имплантатов из титана. Стержень бесцементных суставозамещающих имплантатов фиксируется в костномозговой полости и соединяется с костным мозгом, поэтому очень опасно, если ножка имплантатов выделяет ионы металлов из-за коррозии, поскольку эти ионы попадают в систему кровообращения через костный мозг. Большинство ионов металлов выводится с калом и мочой. Небольшое количество ионов металлов откладывается в таких органах, как лёгкие, печень и почки. В результате коррозии выделяются активные формы кислорода, которые повреждают белки, ДНК, вызывают некроз клеток и онкологические проблемы. Поэтому кобальтовый сплав не применяется в таких процедурах.
Токсичность, генотоксичность и канцерогенность нитиноловых имплантатов зависят от количества никеля в составе. Однако оксидный слой на поверхности предотвращает выделение ионов никеля.
Существует два типа пор, первый из которых - межчастичные поры. Они возникают из-за неполного плавления металлических порошков. Остальные поры известны как заранее спроектированные - они предназначены для запуска остеоиндукции в пористом металле. Поры на поверхности очень важны, поскольку от их наличия, размера, формы напрямую зависит эффективность остеокондуктивности и костеобразования. Размер пор является основным фактором контроля остеогенеза, вызванного имплантатом. Минимально приемлемый размер пор для имплантатов составляет 100 мкм. При увеличении их размера, остеокальцин увеличивается, а щёлочность снижается. За счёт увеличения морфогенетического белка, в кости происходит созревание остеобластов. Размер пор очень важен, например, количество щелочного фосфата и остеокальцина в порах размером 640 мкм больше, чем в порах размером 1200 мкм, а также отложение кальция выше в порах небольшого размера. Как итог - в порах размером 640 мкм наблюдается более кальцийсодержащий минерализованный матрикс и более высокая остеогенная активность.
Пористость – это процент пустого объёма твёрдого материала, которая напрямую связана с размером пор, структурой и толщиной перемычек. Например, в некоторых традиционных методах пористость имплантатов составляет 30–60%. Более высокий процент пористости усиливает врастание кости. За счёт увеличения пористости увеличивается также поверхность соприкосновения, а значит и прочность соединения. Остеогенная дифференцировка клеток лучше протекает в каркасе с высокой пористостью. Одним из преимуществ пор является то, что количество секреции щелочного фосфата в объёмном каркасе выше, чем в плоском. Пористость кости в организме человека составляет 70–90%. Но таких максимальных характеристик, с сохранением основных прочностных свойств, пока на смогли добиться даже при использовании 3D-принтера. Созданные элементы с максимальной пористостью в 70–80% обеспечивают наилучшие показатели врастания кости и самую высокую жизнеспособность клеток.
Использование программного обеспечения САПР и облачных решений на серверах центра обработки данных позволяет учёным проектировать трёхмерные модели пористых каркасов и структур. Существует два типа традиционных пористых структур: первый — сотовый, второй — кубический. Кроме того, разрабатываются для исследований и другие модели, такие, как волновая структура пор, которая имеет более высокий коэффициент трения по сравнению с кубической. Более высокий коэффициент трения между имплантатом и костью приводит к превосходной начальной стабильности интерфейса имплантат-кость, что обеспечивает хорошее врастание кости и длительную механическую блокировку имплантата. С другой стороны, глубина врастания кости больше при кубической структуре, чем при волновой. При сравнении трёх пористых структур (кубической, пирамидальной и диагональной) было замечено, что пирамидальная структура имеет самую высокую жизнеспособность и миграцию клеток, а пирамидальная является наиболее подходящей для роста клеток. Расстояние между порами является важным фактором, от которого зависит врастание кости.
Интересным применением технологии трёхмерной биопечати является создание каркаса с порами неправильной формы, напоминающего человеческую кость. Это делается путём сканирования человеческой кости с помощью микро-КТ и программного обеспечения для обработки изображений, а также создания шаблона, подобного трабекулярной кости. Измерение размера пор и пористости этих имплантатов слишком сложно. Пролиферация, жизнеспособность клеток и созревание костно-подобных имплантатов являются приемлемыми. Различные свойства костных каркасов могут приводить к различному поведению пор неправильной формы костного каркаса в отношении местного производства факторов роста, формирования кости и врастания.
Отзывы