Проблемы биосовместимости металлических материалов

Металлические материалы играют огромную роль в медицине [1—3]. Проблемы, возникающие при использовании искусственных материалов в качестве имплантатов, связаны с глубинными противоречиями «живого» и «неживого», т.е. с проблемами биосовместимости (биохимической и биомеханической совместимости) имплантируемых материалов и тканей организма. Открытие закона запаздывания — явления гистерезисного поведения биологических тканей и систем живой природы — приоткрыло перспективу в решении вопроса о критериях выбора искусственных материалов для использования в качестве длительно функционирующих в организме имплантатов. Хотя закон запаздывания известен уже более 20 лет [4], исследователи не в полной мере понимают его сущность и значение как закона естественного гистерезисного поведения живой природы. Основу закона запаздывания составляет гистерезисный характер изменения функций состояния термодинамической системы: σ, ε, Т, S (σ — напряжение; ε — деформация; Т — температура; S — энтропия системы) [5]. В рамках закона запаздывания поведение биологических тканей организма в условиях нагрузки-разгрузки характеризуется гистерезисным изменением функции состояния σ(ε), т.е. зависимость напряжения от деформации соответствует запаздывающей реакции живых систем, обусловленной проявлением обратимых энергетических процессов в тканях организма. Для разных систем различие в поведении проявляется величиной гистерезиса Dσ и величиной максимальной деформации Dε. Как правило, Dσ для различных тканей составляет 100—250 МПа, а Dε изменяется в интервале значений 2,0—20%.

Существующие медицинские материалы, включая титан, тантал, нержавеющие стали, не проявляют в отличие от биологических тканей гистерезисных свойств. Открытый еще в 1680 г. Робертом Гуком закон мгновенной реакции материалов, в том числе металлических, устанавливает однозначную линейную зависимость при нагрузке и разгрузке между напряжением и обратимой деформацией материала, причем закон Гука допускает обратимую деформацию, не превышающую 0,1%, что в 50—100 раз меньше обратимой деформации тканей.

Из всего спектра существующих материалов гистерезисному поведению в области температур функционирования тканей организма соответствуют созданные в НИИ медицинских материалов (Томск) для медицинских целей сплавы на основе никелида титана TH-10. Материалы разработаны с учетом максимального соответствия гистерезисной зависимости сплавов и тканей и рабочего интервала температур функционирования (30—40 оC). На рис. 1

Рисунок 1. Деформационные зависимости σ(ε) в условиях нагрузки и разгрузки биологических тканей и различных медицинских материалов (качественные зависимости). 1 — биологическая ткань (коллаген, хрящ, кость и т.д.); 2 — сплав ТН-10; 3 — нержавеющая сталь; 4 — тантал; 5 — титан; 6 — полимеры.

четко показано соответствие элемента из сплава ТН-10 поведению тканей при нагрузке и разгрузке и полное несоответствие таких материалов, как нержавеющая сталь, титан, тантал, полимеры. Нетрудно представить себе, как будет функционировать имплантат из титана или стали, тантала в структуре, например, костной ткани, обратимая деформация которой — >5%, а обратимые упругие свойства конструкций из тантала, стали и титана значительно ниже и ограничиваются уровнем деформации 0,1%. Деформация >0,1% ведет к пластическому деформированию материалов. Такое поведение тканей и металлических материалов принципиально меняет представление о проблемах биосовместимости (биомеханической и биохимической) в тканевых средах организма.

Биохимическая совместимость предполагает при введении имплантата в ткань отсутствие иммунных реакций и воспалительных процессов. Реакция тканей на введение искусственных материалов включает в себя сложные химические процессы взаимодействия агрессивных тканевых жидкостей с материалом, который отвечает на это образованием в прилежащих тканях и жидкостях продуктов коррозии. Хорошо выраженный оксидный слой металлических материалов обусловливает их высокую стойкость в агрессивных средах и коррозионную защищенность, однако это имеет место лишь в статических условиях функционирования.

Биомеханическая совместимость означает отсутствие перегрузок и сдвигов на поверхности раздела «имплантат—ткань организма». В процессе функционирования система «имплантат—ткань» не должна допускать перемещений и изменений структуры, приводящих к нарушению кровообращения, например отломков костной ткани, фиксированных имплантатом. При этом давление на поверхности раздела «имплантат—ткань» должно быть минимальным. Оптимальный имплантат по своим свойствам подобен живой ткани, т.е. обладает эластичностью, имеет близкие к ней диаграмму напряжение—деформация и присущую тканям величину гистерезиса на диаграмме «нагрузка—разгрузка». Именно механическое эластичное (резиноподобное) поведение тканей организма объясняет причины разрушения имплантированных металлических фиксаторов из традиционных материалов (титана, тантала, нержавеющей стали), несмотря на их многократный запас прочности и высокий модуль упругости. Гистерезисное поведение и большая по величине обратимая деформация тканей связывают воедино проблемы биомеханической и биохимической совместимости в одно целое. В динамических условиях гистерезисного поведения тканей их обратимая знакопеременная деформация может составлять, как мы отмечали, 10% и более. Оксидный слой, защищающий металл в статических условиях, разрушается в титане, тантале и нержавеющей стали в динамических условиях воздействия, так как матричная часть металла, не выдерживая больших знакопеременных деформаций тканей, пластически деформируется, вовлекая в этот процесс изнутри оксидный слой, разрушает его и, взаимодействуя с тканевыми жидкостями, участвует в химических процессах коррозии. Если учесть, что исследования коррозионной активности искусственных материалов проводятся, как правило, в статических условиях, т.е. когда материал находится в агрессивной среде и не подвергается деформации, то полученные таким образом данные нельзя распространять на условия функционирования металлических материалов в динамических условиях живой системы организма. Поэтому мнение о высокой коррозионной стойкости в организме ряда металлических материалов, таких как титан, тантал, нержавеющая сталь, является ошибочным. Любой имплантат, изготовленный из названных металлических материалов и жестко закрепленный на тканях, будет со стороны тканей подвергаться знакопеременной деформации, по величине значительно превосходящей возможности материалов, а значит, имплантат будет разрушаться и подвергаться коррозии. Данный вывод достоверно следует и из простых расчетов теории упругости металлических материалов.

В реальных условиях чаще всего имеет место комплексное участие всех видов деформации, однако по напряжению деформирования минимальная величина соответствует изгибу, т.е. в первую очередь при воздействии на любую конструкцию, включая имплантат, проявляется реакция на изгиб. Приведем сравнение расчета максимально возможных обратимых деформаций на изгиб имплантатов из титана и сплавов на основе ТН-10 (рис. 2).

Рисунок 2. Схематичное представление деформации изгиба.

Для имплантатов из титана, тантала и нержавеющей стали предельная величина знакопеременной обратимой деформации как оксидного слоя, так и матричной части металла составляет не более 0,1%. Радиус изгиба оксидного слоя имплантата из титана не может быть <10 мм, однако оксидный слой, составляющий единое целое с матричной основой титана, будет разрушаться уже при радиусе изгиба имплантата 2,5 мм. Это связано с тем, что в условиях знакопеременного деформирования титана при уменьшении радиуса изгиба <2,5 мм, возникает пластический сдвиг в матричной части имплантата. Сдвиг обусловлен появлением и накоплением дислокаций, вакансий и других дефектов, которые ведут вначале к разрушению структуры матрицы, а затем к разрыву прилегающего оксидного слоя и в итоге — к разрушению всего имплантата. При этом разрушение оксидного слоя начинается на границе соединения матричной части сплава и оксидного слоя, т.е. там, где возникают максимальные напряжения и максимальные пластические сдвиги. Знакопеременная обратимая деформация биологических тканей ограничена в среднем величиной 10%, превышающей уровень обратимой деформации титана в 100 раз; поэтому ткани организма, воздействуя на имплантат, пластически деформируют его уже после 1-го цикла знакопеременной деформации.

В отличие от имплантатов из титана имплантаты из сплава ТН-10 способны функционировать без пластического сдвига при деформациях до 10%, и предельный радиус изгиба матричной части имплантата из ТН-10 составляет 25 мм. Максимальный радиус изгиба оксидного слоя, составляющего единое целое с матрицей сплава ТН-10, — 10 мм. Однако оксидный слой будет разрушаться при радиусе изгиба <25 мм. Радиус изгиба имплантата из сплава ТН-10 может быть в 100 раз меньше (рис. 3),

Рисунок 3. Деформационные зависимости поведения титана и сплава ТН-10.

чем радиус изгиба имплантата из титана. Большая разница в способности подвергаться деформации между сплавом ТН-10 и титаном связана с различием механизмов образования дефектов в матричной структуре титана и сплава ТН-10.

При уровне деформации биологических тканей до 10% имплантаты из сплавов ТН-10 соответствуют биомеханическому поведению тканей и их гистерезисным свойствам. Имплантаты из титана по этим критериям не соответствуют биомеханическим требованиям. Оксидный слой в сплаве ТН-10 выполняет защитную функцию как в статических, так и в динамических условиях (до 10% деформации). В титане защитная функция материала проявляется только в статических условиях (до 0,1% деформации) — рис. 4.

Рисунок 4. Коррозионная стойкость титана и сплава ТН-10 в зависимости от степени пластической деформации (по уровню убыли вещества в агрессивной среде в течение 10 ч).

После деформации >0,1% в титане наблюдается резкое увеличение активности процесса коррозии, что сопровождается уменьшением веса испытуемого образца. Сплав ТН-10 активности процессов коррозии не проявляет вплоть до 10% деформации. Возникающие при деформации напряжения на границе «оксидный слой — матричная часть» сплава ТН-10 релаксируют, изменяя фазовое состояние материала имплантата (за счет образования и переориентации мартенсита); при этом необратимых дислокационных дефектов не возникает.

Исследованиями НИИ медицинских материалов (Томск) было установлено, что есть еще одно важное и обязательное требование, предъявляемое к материалам имплантатов, которое мы в данном контексте еще не рассматривали. Это требование связано с проблемами не макро-, а микродеформации тканей и имплантата, а именно со знакопеременными колебаниями тканевой системы и материалом имплантатов. Деформация на уровне от 0,1 до 10% в условиях нагрузки и разгрузки, которую мы представляли выше, предполагала довольно длительное по времени воздействие. Однако на практике знакопеременная деформация и гистерезисные явления сопровождают поведение тканей и в условиях короткого по времени воздействия с очень малой величиной деформации (амплитудой смещения) в условиях колебательных воздействий. Кратковременное воздействие на ткани малых по амплитуде низкочастотных и высокочастотных колебаний возбуждает и ответную колебательную реакцию тканевой системы. При этом ткани по-разному реагируют на амплитудно-частотные параметры воздействующих на них колебаний. Затухание свободных колебаний металлических материалов и биологических систем различается как по особенностям проявления, так и по длительности (рис. 5).

Рисунок 5. Амплитудно-временная зависимость свободных колебаний металлических материалов (а) и живой тканевой системы (б).

Механизм незатухающих низкочастотных колебаний в сплавах ТН-10 связан, как и гистерезисные явления, с обратимыми переходами из одного фазового состояния в другое. Любая атомная система, в том числе и кристаллическая структура сплава ТН-10, выведенная из состояния равновесия и предоставленная самой себе, стремится возвратиться в состояние равновесия (при этом может быть несколько устойчивых равновесных состояний).

Резкое выделение скрытой теплоты перехода при появлении мартенситной фазы приводит к локальному разогреву и как следствие — к возникновению теплового фронта (барьера), который является движущей силой обратного перехода. Колебания, характеризующиеся высокой частотой и большой амплитудой, не соответствуют этому условию и резко затухают (подавляются) в течение короткого времени. При этом на всем протяжении по времени колебательного процесса существуют характерные биения. Колебательная система (имплантат из сплава ТН-10) ведет себя так, как будто имеется резонирующая (вынуждающая) сила, поддерживающая колебания в течение длительного времени. Источником этой вынуждающей силы в условиях низкой теплопроводности является тепловой фронт. Таким образом, еще одним требованием, предъявляемым к имплантатам и материалам, из которого они изготовлены, является соответствие материала имплантата температурной и временной зависимости незатухающих низкочастотных колебаний тканей (отсутствие демпфирования при малых частотах и амплитудах) и высокая степень затухания колебаний при больших амплитудах и больших частотах. Выполнение именно выделенных в данной работе 4 требований является основным условием биосовместимости искусственных материалов.

С учетом представленных выше требований наиболее предпочтительны для имплантации в организм человека разработанные в НИИ медицинских материалов и имплантатов с памятью формы (Томск) сверхэластичные сплавы на основе никелида титана: ТН-10, ТН-ХЭ, ТН-20, ТН-1В, ТН-1П, ТН-1А. Они отвечают многим описанным выше медико-техническим требованиям в различном интервале температур и, кроме того, характеризуются оптимальным сочетанием удельного веса, прочности и пластичности, износо- и циклостойкости, значительным сопротивлением усталости, особенно в сверхэластичном состоянии.

При изменении основных функциональных параметров (давления — σ, деформация — ε, температура — T и энтальпия — ΔH) система «ткань—имплантат» характеризуется очень сложными взаимоотношениями. На рис. 6 (cм. на цв. вклейке)

Рисунок 6. Поведение системы «ткань — имплантат» в условиях изменения температуры, напряжения и деформации.

представлен трехмерный график, иллюстрирующий поведение системы «сверхэластичный имплантат—ткань» при изменении давления, деформации и температуры. После деформации в изотермических условиях ниже температуры тела человека (при 0 °С — синий график) и последующем нагреве (до температуры тела — желтый график) сверхэластичный имплантат находится во взаимодействии (в знакопеременном напряженно-деформационном состоянии изменения формы — оранжевый график) и соприкосновении с эластичной тканью организма. Изменение деформации (изменение формы) и изменение уровня напряжения имплантата и тканей соответствуют определенному критическому значению. Именно этот факт является наиважнейшим для анализа взаимодействия в системе «имплантат—ткань». Если напряжение изменения формы имплантата будет больше по величине, чем у тканей, тогда на этом участке имплантат будет смещать ткань без учета ее способности деформироваться. Наиболее благоприятной является ситуация, когда напряжение деформации имплантата по величине соответствует уровню напряжения деформации тканей или чуть ниже. В этом случае именно ткань будет диктовать условия перемещения имплантата в соответствии с возможностями ее функционирования. Таким образом, для «гармоничного» функционирования имплантата его критические напряжения при изменении формы должны соответствовать уровню напряжения тканей или быть меньше, а ресурс величины деформации, наоборот, больше, чем у тканей. Дополнительным критерием биомеханической совместимости является соответствие закономерностей свободных колебаний материала имплантата и свободных колебаний тканей.

Основной вывод о биосовместимости (биохимической и биомеханической) имплантатов, изготовленных из металлических материалов, связан с существованием ряда взаимосвязанных условий, выполнение которых является обязательным для имплантации. Эти условия можно сформулировать следующим образом: имплантируемые материалы не должны пластически деформироваться в условиях знакопеременного воздействия тканей; деформация имплантата должна соответствовать закону запаздывания, т.е. гистерезисному поведению тканей; амплитудно-временная зависимость свободных колебаний материала имплантата должна соответствовать закономерностям свободных колебаний тканей. Существенно увеличить характеристики разрушения и физико-механические свойства металлов и сплавов можно не путем воздействия на их наружную поверхность (ионно-плазменная модификация, нанесение дополнительных покрытий и т.д.), а улучшая внутреннюю матричную структуру материала.