Modely umělých long-lasting kyčelních kloubů a mechanismus jejich opotřebení

Modely umělých long-lasting kyčelních kloubů a mechanismus jejich opotřebení Tomáš Biječek Fakulta strojního inženýrství, Vysoké učení technické v Brně, Technická 2, 616 69 Brno, Česká republika Implantace totálních kyčelních náhrad se stala po válce jednou nejpřevratnější léčebnou metodou. Vývoj těchto totálních endoprotéz vyžaduje v posledních 40ti letech mnohooborový pohled jak v oblasti medicíny, tak i v oblasti tribologie, konstrukce, metalurgie či matematiky. Degenerovaný kyčelní kloub způsobuje trvalé bolesti a omezuje životní aktivity včetně chůze. Avšak díky novým materiálům a pokrokům v chirurgii je v současné době ortopedie schopna tento problém vyřešit. Náhrada devastovaného kloubu implantátem pak vede k ústupu bolesti a návratu funkce. 1. ÚVOD Počet náhrad kyčelních kloubů se celosvětově zvyšuje každý rok. Z toho vyplývá, že kvalita umělých kloubů je stále více patřičně důležitá. S tímto je úzce spojen tribologický výzkum, který se zaměřuje na vhodnost použití umělých kloubů v lidském organismu z hlediska jejich tření a opotřebení. [1, 2] Umělé náhrady kyčelního kloubu dělíme z hlediska rozsahu na: povrchové implantátem se nahrazuje pouze povrchová kontaktní plocha hlavice stehenní kosti, cervikokapitální (tj. částečné) implantát nahrazuje celou hlavici stehenní kosti, totální implantát nahrazuje obě komponenty kyčelního kloubu (hlavici i jamku) kovová hlavice a dřík pevně spojených, anatomické (tumorózní) implantát kromě hlavice kyčelního kloubu nahrazuje i část stehenní kosti [1, 16]. Totální náhrada kyčelního kloubu má dvě nebo tři základní části: 1. Jamku nejčastěji polyethylenovou (někdy i polyethylenovou s kovovou vložkou), která nahrazuje původní kloubní jamku. 2. Pevně spojený dřík s kovovou hlavicí, někdy je hlavice samostatná a nasazuje se na dřík (kov nebo keramika). Dřík se zavádí do dřeňové dutiny stehenní kosti a jamka do opracované pánevní jamky. Spojení mezi kostí a částmi náhrad je zajištěno buď kostním cementem, nebo jsou zavedeny do přesně opracované kosti bez kostního cementu. Stykové části mají přesně opracovaný hladký povrch. [19]

Totální výměna kyčle se týká chyrurgického zásahu nahrazení poškozeného nebo zlomeného kloubu, která se vztahuje k mladým kandidátům a také k pacientům od 55 let do 60 i starších. Oblast je charakterizována přísnými požadavkami na neporuchovost, kvalitu a spolehlivost řešení. Průměrná životnost umělého kloubu je cca 15 let a z toho důvodu někteří pacienti podstupují i druhou operaci. Tato skutečnost působí jako akcelerátor výzkumu v této citlivé oblasti. Stabilní implantáty kyčelního kloubu jsou vystaveny opakovanému vysokému namáhání s počten cyklů 10 6 10 7. Namáhání je závislé na hmotnosti pacienta a na jeho zátěži. Velikost působících sil lze těžko odhadnout nehledě na to, že se pro jednotlivé pacienty liší. Proto je nutno implantáty ve spojení s kostí dimenzovat na teoreticky vysokou životnost a maximální bezpečnost. [2] 2. HISTORICKÝ VÝVOJ NÁHRAD KYČELNÍHO KLOUBU Počátky náhrad kyčelního kloubu sahají ke konci 19. století. První pokusy prováděl Growes-Hey, který navrhl první kompletní aloplastiku umělá hlavice a jamka kyčelního kloubu ze slonoviny, upevněná směsí kalafuny, pemzy a sádry. Kolem r. 1900 prováděl prof. Chlumský pokusy s transplantací kovů a jiných hmot. První totální náhrada se objevila r. 1938. Toto provedení stehenní a pánevní části zkonstruoval P. Willes. 1939 ověřili Smock a Gelard indiferentní vlastnosti slitiny Co-Cr. McKnee realizoval svůj návrh totální náhrady až v roce 1953. V roce 1940 Moore a Bohlman zavedli konec femuru vitaliové náhrady do dřeňové dutiny. Roku 1946 bratři Judetové zavedli do praxe svoji endoprotézu. 1950 předvedl Moore bezcementovou cervikokapilární endoprotézu a v tom samém roce zkonstruoval Gonet cervikokapilární s kovovým dříkem a plastovou hlavicí. Roku 1953 byl poprvé užit kostní cement Haboushem a v r. 1954 zavedl Sivaš celokovovou TEP. V roce 1959 Charnley předvedl kovovou cementovanou endoprotézu s teflonovou jamkou a v r. 1963 navrhuje TEP tvořenou kovovým dříkem i hlavicí a s acetabulem z nízkotlakého vysokomolekulárního polyetylenu. Objevují se i modifikace TEP navazující na Charnleye a McKnee. U nás [15] se objevují tyto modifikace v letech 1969-1974 zkonstruované Čechen jako kombinace kov-vysokomolekulární polyetylen s cementací. V roce 1975 nahradil Weber umělou hlavici kovovou a jamku provedl z polyetylénu. Od roku se zkouší i hlavice keramické (Al 2O 3). [1] 3. ŽIVOTNOST UMĚLÉHO KYČELNÍHO KLOUBU Životnost umělých kloubů je poměrně krátká. Je dokázáno, že umělý kloub má desetkrát menší životnost než kloub umělý. Krátká životnost plyne následkem uvolňování náhrady a začíná se objevovat někdy 10 až 15 let po operaci. Uvolněné umělé klouby jsou bolestivé, zabraňují pohybu a potřebují být nahrazeny skrz další operaci. Na tomto procesu uvolňování umělého kloubu se podílejí makrofágy, to jsou buňky pojivové tkáně podílející se na imunitní reakci lidského organismu. Makrofágy rozpoznávají oděrný prach vytvářený z polyetylénu, který se používá na povrchu umělého kyčelního kloubu, jako cizí částice a fagocytují je (fagocytóza = je proces pohlcování částic z okolního prostředí buňkami, v mnohobuněčném těle je to prostředek obrany proti cizorodým částicím). Makrofágy pracují tak, že vylučují bioaktivní látky, tím vyvolávají vstřebávání kostní tkáně a to povzbuzuje lámání kostí. Výsledkem toho je postupná destrukce a rozpad kosti. Díky tomu ztrácí kloub stabilitu. [20] 3.1. Faktory ovlivňující životnost umělého kyčelního kloubu Umělé klouby se vyrábějí řadu let. V dnešní době je snaha vyrábět klouby s co nejvyšší životností a s maximální bezpečností. Životnost náhrady lidských kloubů je možné ovlivnit celou řadou faktorů, ke kterým patří: - tvar implantovaného umělého kloubu - materiály, tribologické vlastnosti a povrchové úpravy styčných ploch - způsob spojení totálních náhrad s kostí

Silové rozložení biomateriálu na tkáň je závislé na typu endoprotézy, na pacientovi a také na použití materiálů stykových ploch. Z důvodu makroskopického rozložení zatížení povrchu je nutno brát v potaz jako první tvar náhrady. Naopak mechanické vlastnosti materiálu ovlivňují mikroskopické rozložení napětí povrchu. [18] 3.1.1. Tvar implantovaného umělého kloubu Konstrukce totální kyčelní endoprotézy musí být taková, aby vystihovala anatomii rozeného kloubu. Z toho vyplývá, že tvar umělé náhrady musí maximálně využít kloubní geometrii, poněvadž ovlivňuje tlakové rozložení kontaktních ploch biomateriálu ve styčných plochách [1]. Téměř všechny náhrady mají podobný průřez femorální komponentou. A právě tento průřez má podstatný vliv na rozložení kontaktních tlaků mezi femorální komponentou a stehenní kostí. Rozložení a velikost kontaktního tlaku v oblasti kontaktu výrazně ovlivňuje množství částeček opotřebení, jež vznikají vzájemným třením obou komponent. [3] V dnešní době dovoluje široký sortiment modulárních hlav a pouzder, aby byly přesně způsobeny pacientům s optimální stabilitou a zatížením kosti. 3.1.2. Materiály, tribologické vlastnosti a povrchové úpravy styčných ploch [1] Rozvoj kostní chirurgie je závislý na spolupráci lékařů a techniků. Z technického hlediska hraje materiál v konstrukci implantátů důležitou roli, se kterou souvisí spolehlivost a životnost náhrady. Z toho důvodu byl sortiment používaných materiálů rozšířen tak, že se vedle kovů začali objevovat i plasty a keramika. Při daném zatížení musí mít tyto materiály vyšší pevnostní vlastnosti než původní kost a to jak z hlediska krátkodobého, tak i dlouhodobého. Jelikož materiál i živá kost jsou vystaveny dlouhodobému cyklickému zatěžování, dochází zde k únavě materiálu. Kost je schopna regenerovat. Z toho vyplývá, že je nutno implantát dimenzovat na dlouhodobou funkci a maximální bezpečnost. [18]V kostní chirurgii jsou primárně určené biomateriály, které se využívají v součinnosti s živým organismem. Použitý materiál musí mít takové materiálové vlastnosti, aby byla zaručena: - biokompatibilita (schopnost materiálu být v kontaktu se živou tkání a nezpůsobovat toxické nebo škodlivé účinky) - vysoká pevnost, tvrdost - vysoká odolnost vůči únavě - dobrá korozivzdornost - dobrá odolnost proti opotřebení Dále musíme vzít v potaz: - kontaktní podmínky, geometrii, zatížení, teploty - drsnost topografie a tvrdost povrchu (pružnost, tepelná a chemická snášenlivost atd.) - mikrostruktura (velikost zrn, pórovitost) - opotřebení a životnost zařízení [2, 6] Nejstarší používané materiály v osteosyntéze jsou kovy a jejich slitiny. Slitiny mají ustálené chemické složení a dobré mechanické vlastnosti. Avšak jsou náročné na technologii zpracování. Nejpoužívanějšími prvky v kovových slitinách jsou prvky u vedené v tab. 1. Ke zlepšení tribologických vlastností těchto kovů se v poslední době používají povlaky. Jako protikus v třecí dvojici kyčelních implantátů se využívají plastické hmoty a to především polyetylén s ultra-vysokou molekulární hmotností (ultra-high molecular weight polyethylene UHMWPE), který má výborné fyzikální a mechanické vlastnosti. Nyní se provádí výzkum nanášení povlaku na povrch na UHMWPE za účelem zlepšení třecích vlastností. [1] V současnosti se používají tyto slitiny: (a) korozivzdorné oceli typu Cr-Ni-Mo (b) slitina na bázi Co-Cr-Mo (c) slitina na bázi Ti (d) částečně i slitiny ušlechtilých kovů Tab. 1 Kobalt Chrom Titan Molybden Co Cr Ti Mo Ušlechtilé kovy a jejich slitiny jsou termodynamicky stabilní, odolné vůči korozi a dobře snesitelné s lidskými tkáněmi. Nevýhodou je menší pevnost. Vhodným materiálem pro implantáty jsou i kovy schopné pasivace, poněvadž na povrchu

vytváří odolnou neporézní vrstvu chránící materiál vůči vnějším vlivům. Vznik této tenké vrstvičky je založeno na oxidaci základního materiálu přítomností kyseliny nebo vznikem anodického proudu. Někdy se tato vrstva vytváří uměle tzv. elektrolytickým leštěním. [1] 3.1.2.1. Nerezavějící oceli [1, 7, 8] Používají se především vysoce legované austenitické oceli Cr-Ni-Mo s nízkým obsahem uhlíku, což zajišťuje vysokou odolnost proti korozím. Mechanické vlastnosti lze zvýšit dáním 0,1-0,2% dusíku. Každá korozivzdorná ocel má schopnost tvořit ochranný pasivní film na povrchu a odolnost proti korozi je závislá na schopnosti obnovovat tuto ochrannou vrstvu. Zástupci této skupiny ocelí a jejich mechanické vlastnosti: Ocel Poldi AKV Ultra 2 velmi dobré mechanické vlastnosti, ale nevýhodou je nebezpečí koroze elektrochemické a také korozi podmíněné třením a případné trvalé deformace. Mechanické vlastnosti jsou uvedeny v tab. 2. Slitina FeCr18Ni14Mo3 vysoké mechanické pevnostní hodnoty v za studena opracovaném stavu a velkou poddajnost ve vyžíhaném stavu. Nevýhodou je možná alergie pro vysoký obsah niklu a není vhodná pro použití s artikulačním protikusem s UHMWPE. Použití pro interní fixační implantáty např. dřík kyčelního kloubu. Mechanické vlastnosti jsou uvedeny v tab. 3. Tab. 2 Mez pevnosti Mechanické vlastnosti 20 C min. 177 441-570 min. 45 Přidání 0,1-0,2%N min. 290 550-750 min. 50 Tab. 3 Mez pevnosti zatížení A[%] Žíhaná slitina min. 285 590-800 min. 40 Tvářená za studena min. 690 860-1100 min. 12 Slitina FeCr22Ni10Mn4Mo2NNb vysoké mechanické pevnostní hodnoty, vysoká odolnost proti otěru, artikulační partner s UHMWPE a rovněž možná alergie kvůli niklu. Tento materiál je pro typické aplikace cementovaných kyčelních endoprotéz, dále pro kulové hlavice a interní fixační implantáty. Mechanické vlastnosti uvádí tab. 4. Tab. 4 Žíhaná slitina min. 430 min. 740 min. 35 Středně tvrdá min. 700 min. 1000 min. 20 Tvrdá min. 1000 min. 1100 min. 10 3.1.2.2. Kobaltové slitiny [1, 7, 8] Kobaltové materiály Co-Cr-Mo resp. Co- Cr-Mo-Ni jsou další používané materiály v kostní chirurgii. Implantáty pro TEP se vyrábějí z Co-Cr- Mo slitin, které mají malý obsah uhlíku C (do 0,35%). Mají vyšší pevnost zejména v tlaku a odolnost vůči korozi než Cr-Ni-Mo oceli a jsou dobře snášeny tkáněmi. Mechanické vlastnosti jsou závislé na technologii zpracování těchto slitin. Nevýhodou těchto materiálů je vysoká cena, těžkosti odlévání a vysoký obsah Co, Cr, Ni a použití je riziko nepříznivé reakce kostní tkáně a alergie na kobalt. Zástupci této skupiny ocelí a jejich mechanické vlastnosti: Kobaltová slitina CoNi35Cr20Mo10 vysoké mechanické pevnostní hodnoty, avšak nevhodná pro použití s UHMWPE, také možná alergie kvůli obsahu niklu. Typická aplikace jako kotvící komponenty cementovaných endoprotéz. Mechanické vlastnosti uvádí tab. 5. Tab. 5 Měkká min. 300 min. 800 min. 40 Středně tvrdá min. 650 min. 1000 min. 20 Tvrdá min. 1000 min. 1200 min. 10 Kobaltová slitina Co28Cr6Mo s obsahem uhlíku 0,05% vysoké mechanické pevnostní hodnoty, vysoká odolnost proti otěru, artikulační partner

s UHMWPE. Typické aplikace jsou kotvící komponenty cementovaných endoprotéz a kulové hlavice. Mechanické vlastnosti uvádí tab. 6. Tab. 6 Mez pevnosti Žíhaná min. 550 min. 750 min. 16 Tvářená za tepla min. 700 min.1000 min. 12 Tvářená za studena min. 827 min.1172 min. 12 Kobaltová slitina Co28Cr6Mo s obsahem uhlíku 0,2% vysoké mechanické pevnostní hodnoty, vysoká odolnost proti otěru, artikulační partner s UHMWPE nebo se sebou samým. Typické aplikace jsou kyčelní hlavice a jamky s kombinací kov-kov (namáhané spojovací prvky). Mechanické vlastnosti uvádí tab. 7. Tab. 7 Mez pevnosti Žíhaná min. 550 min. 750 min. 16 Tvářená za tepla min. 700 min.1000 min. 12 Tvářená za studena min. 827 min.1172 min. 12 3.1.2.3. Titanové slitiny [1, 7, 8, 13] Titan je nejinertnější kov, avšak není tak pevný jako ocel. Ti a jeho slitiny vynikají vysokou odolností proti korozi na vzduchu, v mořské vodě i v chemicky agresivních prostředích. Čistý titan je velmi plastický, pevnost v tahu je 220 260MPa prodloužení 60%. Legováním je možno získat slitiny Ti s vysokou pevností a jatelnou plasticitou. Využití těchto slitin výrobě kyčelních dříků a jamek. Jamka se vyrobí ze dvou částí Ti pouzdra a PE kontaktní vložky jamky. Nevýhodou Ti slitin je, že nevytvářejí ochrannou pasivní vrstvu na povrchu a tak často v okolí implantátů pozorujeme zčernání tkáně a dále náročný technologický proces výroby a tím i cena. K zástupcům patří: Čistý titan Ti vysoká tažnost, osteointegrace prostřednictvím přímého vrůstání kosti do zdrsněných povrchů, osteointegrace do zporózněných povrchů, nízká odolnost vůči otěru a nevhodnost jako artikulační partner s UHMWPE. Typické aplikace jako necementované acetabulární jamky a interní fixační implantáty. Mechanické vlastnosti jsou uvedeny v tab. 8. Tab. 8 Třída 1 min. 170 min. 240 min. 24 Třída 4A min. 440 min.550 min. 15 Třída 4B min. 520 min.680 min. 10 Titanová slitina Ti6Al4V vysoké mechanické pevnostní hodnoty, osteointegrace prostřednictvím přímého vrůstání kosti do zdrsněných povrchů, nízká odolnost vůči otěru a nevhodnost kombinace s UHMWPE. Typické aplikace jako kotvící komponenty endoprotéz, kyčelní dříky a interní fixační implantáty. Pro artikulační plochy je nutná povrchová úprava. Mechanické vlastnosti jsou uvedeny v tab. 9. Tab. 9 Žíhaná slitina min. 780 min. 860 min. 10 Titanová slitina Ti6Al7Nb vysoké mechanické pevnostní hodnoty, osteointegrace prostřednictvím přímého vrůstání kosti do zdrsněných povrchů, nízká odolnost vůči otěru a možné použití s UHMWPE protikusem. Typické aplikace jsou necementované acetabulární jamky, necementované kyčelní endoprotézy a interní fixační implantáty. Mechanické vlastnosti jsou uvedeny v tab. 10. Tab. 10 Žíhaná slitina min. 800 min. 900 min. 10 3.1.2.4. Plastické hmoty [1] Jsou to organické makromolekulární látky, polymery, tvořeny makromolekulárními řetězci (tj. dlouhými molekulami s opakující se základní strukturou). V kostní chirurgii jsou významné akrylové a metakrylové sloučeniny. Pro ortopedii je důležitý polyetylen vyráběný polymerací ethylenu vysokém tlaku a teplotě. Kritéria pro použití

plastických hmot jsou přísná, proto musí plastické hmoty splňovat požadavky: 1. schopnost jednoduchého zpracování 2. chemicky inertní v prostředí organismu 3. odolná vůči mechanickým vlivům (tření v kloubu) 4. fyzikální stálost působení tělesných tekutin 5. nesmí vyvolávat zánětlivé změny či reakce na cizí těleso 6. nesmí vyvolávat alergii nebo přecitlivělost 7. nesmí mít karcinogenní účinky 8. musí být sterilizovaná Organismus jímá plastické hmoty jako cizí materiál. Pokud jsou splněny uvedené požadavky, organismus plastickou hmotu jímá, opouzdřuje a dlouhodobě toleruje. Změny mechanických vlastností a zvýšený otěr závisí na schopnosti plastů jímat vodu. Nepříznivé reakce plastů se projevují po 2-4letech. Jako zástupce z plastů se osvědčil nízkotlaký vysokomolekulární polyethylen (UHMWPE ultra high molecular weight polyethylen). [14] Vyrábí se polymerizací, je strukturně pravidelný, dobře zpracovatelný, má výbornou biokompatibilitu a minimální nasákavos. Dále nízký koeficient tření, dobrou odolnost proti opotřebení, vysokou vrubovou houževnatost a zkoušce rázem v ohybu k lomu nedochází. Jeho vlastnosti se měli zlepšit vyztužením uhlíkovými vlákny (grafit), avšak tím byl zhoršen otěr. V totální kyčelní artroplastii je osteolýza způsobena otěrnými částicemi z UHMWPE. Tento otěr je schopna vyřešit povrchová úprava. [7, 8] 3.1.2.5. Keramické materiály [1] V aloartroplastice jsou keramické materiály anorganické nekovové látky, z nichž má největší uplatnění tzv. korundová keramika Al 2O 3. Má vynikající mechanické, chemické a elektrické vlastnosti, které závisí na vysoké čistotě, hustotě a jemném zrně. Pro aloartroplastiku se používá čistý Al 2O 3 (99,7 %) a MgO (0,3 %). Vlastnosti keramických materiálů: - hustota ρ 3,9 g/cm - rozměr zrn < 7μm - koeficient teplotní roztažnosti α = 8,1k -1 - mikrotvrdost 23 000MPa - pevnost v tlaku R m 2 700 4 000 MPa - modul pružnosti E = 2,96 3,8 x 10 5 MPa - rázová pevnost 4 Nmm/mm 2 - odolnost proti otěru testu ring-on-disk ~ 0,01 mm 3 /h - odolnost vůči korozi v Ringerově roztoku ~ 0,1 mg/m 2 za den Keramické materiály jsou křehké, tvrdé a mají výborné tribologické vlastnosti. Nízký koeficient tření hraje důležitou roli u kyčelních kloubů, neboť třecí odpor v kloubu může spět k uvolnění dříku femorální části endoprotézy. Další výhodou je korozní odolnost keramiky v prostředí živé tkáně, se kterou souvisí biokompatibilita. Nevýhodou je malá ohybová pevnost. V současnosti se provádějí pokusy vytvářet tenké keramické povlaky na kovové endoprotéze. [7, 8, 11, 12] 3.1.2.6. Trilogické vlastnosti umělých kyčelních kloubů a jejich povrchové úpravy Části umělých kyčelních kloubů jsou tvořeny dvěma materiály, které se po sobě pohybují a mají buď stejné nebo odlišné fyzikální vlastnosti. Následkem neúplnosti mazacího filmu u umělého kloubu nastává přímý materiálový kontakt, který vede k opotřebení a tím se tvoří úlomky opotřebení. Částice opotřebení v umělém kyčelním kloubu jsou velmi škodlivé a staly se zájmem studia. Opotřebení je hlavním faktorem implantátové poruchy. Aby byla u umělého kloubu zaručena podmínka dlouhodobé životnosti, musí materiál splňovat tribologické vlastnosti jako jsou nízký koeficient tření, vysoká odolnost vůči opotřebení, jatelná mez kluzu. V současnosti tvoří části náhrad kombinace materiálů polymer na kov, polymer na keramice a keramika na keramice. Koeficient tření těchto kombinací se pohybuje od 0,05 do 0,4, kdežto lidské klouby mají deficient tření 0,005 až 0,02. [1] Různorodé vhodné kombinace páru styčných ploch umělého kloubu, zlepšení materiálů a úpravy povrchu styčných ploch usilují o snižování opotřebujících částic. Ke zlepšení tribologických vlastností se používá několik typů povlaků s různým způsobem

nanášení, mezi které patří povlaky z keramiky, dále tvrdé amorfní uhlíkové povlaky na bázi diamantu (DLC diamond like carbon). Povlaky prokázaly biokompatibilitu a vlastnost vytvořit chemicky ochranný a opotřebení odolný povlak s nízkým třením na materiálech v biologickém prostředí. [18] Se záměrem snížení opotřebení a s rozvojem nového systému umělého kyčelního kloubu byl v současnosti vytvořen vysoce kluzný materiál styčných ploch kyčelního kloubu. Tento long-lasting umělý kloub vyvinul výzkumný tým kloubů v rámci Lékařské a inženýrské fakulty na univerzitě v Tokyu [20]. Kloub má rozsah životnosti minimálně 5krát delší než tradiční umělý kloub, zabraňuje vytváření opotřebujících částic, které jsou příčinou poškozování kostí a eventuelně uvolnění kloubu. Jedná se o biokompatibilní fosfolipidní polymer zvaný MPC, který zdokonaluje vlastnosti biomateriálů a tak markantně snižuje tření na povrchu kloubu a zpomaluje poškozování kostí způsobené tvorbou částic opotřebení. Tento bokompatibilmí polymer MPC, 2-metakryloyloxyetyl fosforylcholin, je transplantován na povrch styčných ploch umělého kyčelního kloubu. MPC je metakrylátový monomer s fosfolipidní polární skupinou založený na biokompatibilitě a hydrofílicitě. Tribologická studia potvrdila, že tento MPC polymer úspěšně poskytuje vysoce kluzný povrch a tím prodlužuje životnost umělého kyčelního kloubu. [4, 5] Nově vyvinutý umělý kyčelní kloub s povrchovou vložkou pokrytou MPC polymerem je na obr.1. Obr. 1. [20] 3.1.3. Způsob spojení totálních náhrad s kostí [1, 16] Podle způsobu fixace ke kosti se totální endoprotézy kloubů rozdělují na cementované, necementované a hybridní. Cementované implantáty jsou operaci fixovány tenkou vrstvou kostního cementu polymetylmetakrylátu, který z jedné strany léhá ke kostní tkáni a z druhé k implantátu. Kostní cement umožňuje výplň a dorovnává nerovnosti v kosti. Výhodou je výborná fixace styčných ploch a snížení krevních ztrát po operaci. Nevýhodou jsou vedlejší účinky vzniklé polymerizaci, poškození spongiózní kosti díky vysokým polymerizačním teplotám a také mechanická poškození povrchů polyetylenových komponent v důsledku zbytků kostního cementu. Díky těmto důvodům se od těchto typů implantátů odstupuje. Necementované implantáty jsou založeny na biologickém uchycení umělého kloubu. Základem necementované fixace je vhodný materiál, který je možno použít ke spojení implantátu a živé kosti. Při operaci je implantát přesně zaklíněn do stabilní polohy v kosti (primární či mechanická fixace). Povrch implantátu je speciálně upraven a zdrsněn, aby spongiózní kost a porézně upravený povrch implantátu vytvořily pevnou fixaci. Toto spojení je nazýváno osteointegrace, která zajišťuje sekundární či biologickou fixaci. Povrch implantátu se pokrývá plazmou např. vrstvou strukturovaného porézního kovu, vrstvičkou keramické hmoty, korundovým práškem. Další technologie kloubů jsou spojeny s posledními výzkumy založené na použití hrázděné stavby s membránovitou výplní a s použitím vlastní spongiózní kosti pacienta pro vyplnění vnitřní části implantátu. Operační technika je náročná na přesnost opracování kostních povrchů, poněvadž je třeba zajistit dokonalý kontakt implantátu s kostí. Nevýhodou jsou vyšší krevní ztráty z neuzavřených spongiózních ploch a vysoké ceny těchto náhrad. Hybridní implantáty navazují na výhody technik předchozích dvou fixací. Tento typ totálních náhrad

je kombinací cementovaného a necementovaného implantátu. Na volbu typu fixace totálních náhrad má vliv kvalita kosti, věk, anatomická situace a mnoho dalších skutečností, o kterých rozhoduje operatér. 4. SHRNUTÍ Životnost totálních náhrad kyčelních kloubů je závislá na tvaru, volbě materiálové dvojce styčných ploch femorálního komponentu a stehenní kosti a způsobu spojení totální náhrady s kostí [18]. Cementované náhrady jsou nevhodné pro mladé a aktivní pacienty, protože po 10 15 letech dochází k uvolňování jamky. Kdežto necementované náhrady mají na rozdíl od cementovaných náhrad delší životnost, tudíž je jejich využití přednější u mladých a aktivnějších pacientů. [17] [1, 18] Vlastnosti základního materiálu je možno dále upravovat vhodnými tepelnými úpravami a povrchovými vrstvami. Tyto skutečnosti mají vliv na tribologické vlastnosti totálních kyčelních náhrad, se kterými souvisí opotřebení páru styčných ploch a také životnost. Tab. 11 srovnává hodnoty mechanických vlastností pro tři zástupce jednotlivých slitin používaných v kostní chirurgii. Výsledky experimentálních studií pro opotřebení v závislosti na volbě materiálové dvojce jsou zobrazeny v tab. 12. Tab. 11 Žíhaná slitina Cr-Ni-Mo min. 430 min. 740 min. 35 Co-Cr-Mo min. 550 min. 750 min. 16 Ti slitina min. 780 min. 860 min. 10 Tab. 12 Materiál páru styčných ploch Kov/Polyetylen (UHMWPE) Al 2O 3-Keramika/Polyetylen (UHMWPE) Al 2O 3-Keramika/ESKA-CERAM Kov/Kov Al 2O 3-Keramikav/ Al 2O 3-Keramika Opotřebení 0,2mm/rok 0,1mm/rok 0,01mm/rok 0,008mm/rok 0,005mm/rok [5, 9] Výhody styčných ploch kov-kov (Co-Cr- Mo/Co-Cr-Mo) jsou nepřítomnosti vytváření částic opotřebení z UHMWPE na rozdíl od případu styčných ploch kov-uhmwpe (Co-Cr- Mo/UHMWPE). U celokovových endoprotéz není životnost limitována opotřebením, ale uvolňováním totální endoprotézy, elektrochemickou korozí, metalózou a alergií na Co. [1] Dvojce materiálů styčných ploch se snaží imitovat přírodní kloubní chrupavku v živém organismu. Současná studia vyvinula vysoce biokompatibilní polymer MPC pro aplikace v totální kyčelní artroplastii. Tento polymer je imitací fosfolipidních buněčných membrán [10] a je transplantován na povrch styčných ploch umělých kyčelních náhrad. Vrstva polymeru MPC úspěšně dodává povrchu vysokou mazivost. [20] [1] Snižování tření může spět ke zdokonalení ve vlastnostech proti opotřebení. Třecí koeficienty různorodého páru styčných ploch z experimentálních studií jsou sumarizovány v tab. 13 a 14. Tab. 13 [5] Tab. 14 Materiál páru styčných ploch Třecí koeficient Lidský kloub 0,005-0,02 Al 2O 3-Keramika/Polyetylen (UHMWPE) 0,05 Al 2O 3-Keramikav/ Al 2O 3-Keramika 0,09 Kov/Polyetylen (UHMWPE) 0,2 Kov/Kov 0,4 Tedy na opotřebení obou částí totální náhrady kyčle má vliv: 1. materiál obou částí totální endoprotézy. 2. tvar a úprava povrchu. 3. velikost kontaktní plochy a měrný tlak zde působící. 4. délka kontaktní dráhy. 5. vůle mezi oběma částmi totální endoprotézy. 6. přítomnost dostatečného množství synoviální tekutiny.

7. hmotnost a aktivita pacienta, reprezentovaná počtem kroků za rok, rychlostí chůze a vahou přenášených břemen. 5. ZÁVĚR Bolestivý, ztuhlý kyčelní kloub může být velkou překážkou v běžném životě, neboť omezuje všechny životní aktivity. Totální endoprotéza kyčle je operace, která má za úkol nahradit poškozenou část kyčelního kloubu. Mnoho pacientů, kteří byli postiženi degenerovaným kloubem pocítily po operaci úlevu od bolesti a vychutnali si rychlé vylepšení v kvalitě jejich života. Invalidní pacient se nezřídka vrací do původního zaměstnání, často i fyzicky velmi náročného. Snaha chirurgů a výzkumných týmů vede k rozvoji léčebných metod v oblasti medicíny, týkající se totální kyčelní artroplastiky. Používané materiály jsou založeny na vysoké biokompatibilitě a hydrofílicitě. Vývoj kostní chirurgie v současné době směřuje k napodobování přírodních buňkových membrán, které pokrývají povrch kloubní chrupavky. V současnosti se výrobě endoprotéz věnuje mnoho firem. Z nejznámějších jsou to například Corin, Biopro, Biomet, Encore ortopedics, Sulzer ortopedics, Osteonics, Imlex a nebo také česká firma Beznoška. Reference [1] J. Nedoma, J. Stehlík, M. Bartoš. Biomechanika lidského skeletu a umělých náhrad jeho částí. 2006 [2] Ing. Martin Komlossy, Prof. Ing. Marián Dzimko, CSc., Tribologický výskum v oblasti humánnej chirurgie. [3] Návrat Tomáš, Florian Zdeněk. Deformačněnapěťová analýza různých typů totální povrchové náhrady kyčelního kloubu. 2004 [4] Toru Moro, Yoshio Takatori, Kazuhiko Ishihara, Kozo Nakanuta, Hiroshi Kawaguchi. 2006 Frank Stinchfield Award: Grafting of biocompatible polymer for longevity of artificial joints. Clin Orthop Relat Res. 2006 [5] Masayuki Kyomoto, Yasuhiko Iwasaki, Toru Moro, Tomohiro Konno, Fumiaki Miyaji, Hiroshi Kawaguchi, Yoshio Takatori, Kozo Nakamura, Kazuhiko Ishihara. High lubricious surface of Cobalt-Chromium-Molybdenum alloy prepared by grafting poly(2-methacryloyloxyethyl Phosphorylcholine). Clin Orthop Relat Res. 2007 [6] A. Sargeant, T. Goswami. Hip implants Paper VI Ion concentrations. Mat and Design. 2005 [7] Seppo Santavirta. Compatibility of the totally replaced hip. Reduction of wear by amor phous diamond coating. Octa Orthop Scand. 2003 [8] Kalpana S. Katti. Biomaterials in total joint replacement. Colloids and Surfaces. 2004 [9] Silva, Mauricio MD, Heisel, Christian MD, Schmalzried, Thomas P MD. Metal-on-Metal Total Hip Replacement. Clinical Orthopaedics & Related Research. 430:53-61, January 2005. [10] Ishihara K, Ueda T, Nakabayashi N. Preparation of phospholipid polymers and their properties as polymer hydrogel membranes. Polym J 1990;22(5):355 60. [11] Pascal Bizot, Rfni Nizard, Sophie Lerouge, Florence Prudhommeaux, Laurent Sedel. Ceramic/ceramic total hip arthroplasty. Journal of Orthopeadic Science. 2000 [12] Hannouche, Didier, Hamadouche, Moussa, Nizard, Remy, Bizot, Pascal, Meunier, Alain, Sedel, Laureát. Ceramics in Total Hip Replacement. Clin Orthop & Relat Research. 430:62-71, January 2005. [13] Marc Long, H.J. Rack. Titanium alloys in total joint replacement - a materials science perspective. Biomaterials. 1997 [14] M. H. Huo and Nathan F. Gilbert. What s new in hip artroplasty. J. Bone Joint Surg. Am., 2005 [15] On-line: <http://www.sanquis.cz/clanek.php? id_clanek =604> [16] On-line: <http://www.endoimplant.cz/ publikace_kycel. php> [17] On-line: <http://www.orthes.cz/types.htm> [18] Dzimko M. Přednáška z tribologie 10.4.2007. <http://www.uk.fme.vutbr.cz/kestazeni/tribologie/pre dnasky/prednaska12.pdf> [19] On-line: Slavík M. Totální náhrada kyčelního kloubu. <http://www.beznoska.cz/navrat_kycel.pdf> [20] On-line: Long-lasting artificial joint. Science Watch. January 2007. <http://www.japanjournal.jp /tjje/show_art.php?indyear=07&indmon=01&artid =5d22da6b769df3902970549dee016b81&page=1>