View
2
Download
0
Category
Preview:
Citation preview
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
1
SKRYPT DO PRZEDMIOTU
BIOMATERIAŁY
Autorzy:
Dr inż. Beata Świeczko-Żurek (rozdz. 1,2,4,7,8,9,10,11,12,15)
Prof. dr hab. inż. Andrzej Zieliński (rozdz. 3,6; redakcja naukowa)
Dr inż. Agnieszka Ossowska (rozdz. 5)
Dr inż. Sylwia Sobieszczyk (rozdz. 13,14)
Gdańsk, 2011
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
2
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Spis treści
1. Klasyfikacja materiałów medycznych .......................................................................................... 3
1.1. Pojęcie biomateriału i implantu ................................................................................................... 3
1.2. Podział implantów i biozgodność ................................................................................................. 3
1.3. Zastosowanie biomateriałów ....................................................................................................... 3
1.4. Biomateriały metalowe………………………………………………………………………………………………………….. 6
1.5. Biopolimery ................................................................................................................................ 10
1.6. Bioceramiki ................................................................................................................................. 13
2. Klasyfikacja materiałów medycznych ........................................................................................ 14
2.1. Zastosowanie biomateriałów do zespalania tkanek .................................................................. 14
2.2. Nici chirurgiczne ......................................................................................................................... 14
2.3. Kleje ............................................................................................................................................ 16
2.4. Cementy kostne ......................................................................................................................... 16
3. Materiały opatrunkowe ............................................................................................................. 17
3.1. Rodzaje ran ................................................................................................................................ 17
3.2. Gojenie ran ................................................................................................................................. 17
3.3. Zadania opatrunku w różnych fazach gojenia ........................................................................... 19
3.4. Opatrunki stosowane w suchej terapii ran ................................................................................ 20
3.5. Opatrunki stosowane w wilgotnej terapii ran ........................................................................... 22
3.6. Materiały do mocowania opatrunków ...................................................................................... 26
3.7. Opatrunki unieruchamiające ..................................................................................................... 27
4. Materiały na instrumentarium chirurgiczne .............................................................................. 29
5. Techniki inżynierii powierzchni .................................................................................................. 36
5.1. Techniki wytwarzania ................................................................................................................. 36
5.2. Techniki pasywacji powierzchni biomateriałów ........................................................................ 43
6. Dezynfekcja i sterylizacja ........................................................................................................... 50
6.1. Dezynfekcja ................................................................................................................................ 50
6.2. Sterylizacja ................................................................................................................................. 51
7. Materiały konstrukcyjne w zaopatrzeniu ortopedycznym ........................................................ 52
8. Materiały dla protetyki .............................................................................................................. 56
9. Materiały dla ortotyki ................................................................................................................ 61
10. Wkładki ortopedyczne ............................................................................................................... 68
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
3
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
11. Protezy kosmetyczne ................................................................................................................. 74
12. Sprzęt rehabilitacyjny ................................................................................................................. 80
13. Metody fizyczne i mechaniczne badań materiałów .................................................................. 89
13.1.Własności fizyczne materiałów medycznych ............................................................................. 89
13.2.Własności mechaniczne materiałów medycznych .................................................................... 89
13.3.Fizyczne metody badań materiałów medycznych ..................................................................... 89
13.4.Mechaniczne metody badań materiałów medycznych ............................................................. 90
14. Metody chemiczne i biologiczne badań materiałów ................................................................. 93
14.1. Wstępna ocena biologiczna ...................................................................................................... 93
14.2. Badania in vivo .......................................................................................................................... 93
14.3.Badania in vitro .......................................................................................................................... 94
15. Odbiór jakościowy biomateriałów ......................................................................................... 97
Spis ilustracji ..................................................................................................................................... 100
Spis tabel .......................................................................................................................................... 103
Spis literatury ................................................................................................................................... 104
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
4
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
1. Klasyfikacja materiałów medycznych
1.1. Pojęcie biomateriału i implantu
Materiały stosowane na implanty należą do specyficznej grupy charakteryzującej się różnym
składem, budową i właściwościami. Grupa ta wyróżnia się od innych specyficzną cechą, a
mianowicie jest akceptowana przez organizm ludzki. Do grupy tej należą np. ceramika
hydroksyapatytowa, bioszkła oraz modyfikowane materiały węglowe. Materiały te łączą się trwale
z żywą tkanką lub biorą udział w jej regeneracji.
Niektóre z biomateriałów służą do miejscowego wprowadzania farmaceutyków i to w dużych
dawkach, z długim okresem wydzielania, bez ujemnego wpływu na organizm [1].
Zgodnie z ustaleniami Konferencji Biomateriałów z roku 1982 (Biomaterials Consensus Conference
at the National Institute of Health) przyjęto, że biomateriał to każda inna substancja niż lek albo
kombinacja substancji syntetycznych lub naturalnych, która może być użyta w dowolnym czasie,
a której zadaniem jest uzupełnianie lub zastąpienie tkanek narządu lub jego części w celu
spełnienia ich funkcji [2].
Z biomateriałów wytwarzane są różne postacie użytkowe implantów.
Implantami nazywamy wszelkie przyrządy medyczne wykonywane z jednego lub więcej
biomateriałów, które mogą być umieszczone częściowo lub całkowicie pod powierzchnią
nabłonka, i które mogą pozostać przez dłuższy okres w organizmie [3].
1.2. Podział implantów i biozgodność
Podział obecnie stosowanych biomateriałów przedstawia Rys. 1 [4,5].
Inny podział tworzyw stosowanych w medycynie na implanty opiera się na czasie ich
bezpiecznego, dla organizmu pacjenta, użytkowania.
Zgodnie z nim implanty dzieli się na [7[B1]]:
Krótkotrwałe, dla których czas przebywania w środowisku tkankowym nie powinien
przekroczyć dwóch lat (przykładem mogą być stale austenityczne typu 316L);
Długotrwałe, których czas przebywania w środowisku tkankowym może znacznie
przekroczyć dwadzieścia lat.
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
5
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Rys. 1. Podział stosowanych obecnie biomateriałów [4,5]
Czas bezpiecznego użytkowania implantu zależy od wielu czynników takich, jak np. jego
biotolerancja (biokompatybilność). Definiuje się ją jako zgodność biologiczną. Oznacza to harmonię
interakcji w obrębie materii ożywionej. Biomateriał o optymalnej biotolerancji nie wywołuje
ostrych lub chronicznych reakcji czy stanu zapalnego i nie przeszkadza należytemu różnicowaniu
amputowanego otoczenia tkanek. Najczęściej pojęcie biotolerancji wiąże się z inicjowaniem reakcji
toksykologicznych i immunologicznych oraz efektami drażnienia tkanek [8]. Dlatego też czas
bezpiecznego użytkowania określa się osobno dla każdego biomateriału biorąc pod uwagę jego
właściwości użytkowe oraz funkcje, jakie będzie spełniał.
1.3. Zastosowanie biomateriałów
Rosnące zapotrzebowanie, obniżający się wiek użytkowników biomateriałów, wysokie wymagania,
jakie medycyna stawia materiałom na implanty sprawiają, że stosowane obecnie w medycynie
materiały należą do jednych z najdroższych wytwarzanych przez człowieka [9]. Pociąga to za sobą
konieczność zastosowania najnowszych materiałów i technologii w celu zapewnienia możliwie
daleko idącej analogii struktury substytutu i jego funkcji.
Najważniejsze obszary zastosowania biomateriałów przedstawia Rys. 2 [7].
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
6
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Rys. 2. Najważniejsze obszary zastosowania biomateriałów [7]
Aby prawidłowo dobrać materiał i technologię, należy właściwie określić zakres i specyfikę potrzeb
materiałowych medycyny. Dostępne informacje wskazują na dużą różnorodność potencjalnych
potrzeb w odniesieniu do nowoczesnych materiałów na implanty.
1.4. Biomateriały metalowe
Metale i ich stopy należą do materiałów znanych i stosowanych w medycynie od wielu lat.
Materiały metaliczne, pomimo swoich wad takich, jak niewystarczająca w niektórych obszarach
zastosowań odporność korozyjna oraz biotolerancja, charakteryzują się bardzo korzystnym
zespołem właściwości mechanicznych. Za szczególnie istotne należy uznać wysoką odporność na
korozję zmęczeniową, odporność na kruche pękanie oraz wytrzymałość na rozciąganie i zginanie
[7].
W miarę rozwoju konstrukcji implantów oraz gromadzenia doświadczeń klinicznych z ich
użytkowaniem, a także na podstawie przeprowadzonych badań z zakresu biomechaniki i nad
biotolerancją wszczepionych tworzyw metalicznych doskonalono skład chemiczny i strukturę
stopów.
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 [10].
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
7
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Austenityczne stale odporne na korozję stanowią grupę tworzyw metalicznych, które zostały
najwcześniej przystosowane do implantowania w organizmie ludzkim. Najbardziej popularną stalą
jest stal chromowo-niklowo-molibdenowa typu 316L.
Strukturę oraz właściwości użytkowe stali 316L determinuje jej skład chemiczny. Zawartość
pierwiastków austenitotwórczych i ferrytotwórczych powinna być dobierana z uwzględnieniem ich
oddziaływania, na podstawie równoważników chromu i niklu tak, by austenit był
termodynamicznie trwały [11]. Obecność chromu w ilości powyżej 13% zapewnia dodatni
potencjał korozyjny i dobrą odporność korozyjną w środowiskach utleniających. Ze wzrostem
zawartości niklu wzrasta odporność na korozję naprężeniową. Molibden, podobnie jak chrom,
wpływa na zmniejszenie gęstości prądu pasywacji oraz na zwiększenia odporności na korozję
wżerową [12]. Duży nacisk kładzie się na czystość metalurgiczną stali, dotyczy to w szczególności
zawartości wtrąceń tlenkowych i siarczkowych oraz fosforu. Zapewnienie odpowiedniej czystości
metalurgicznej oraz składu chemicznego jest bowiem podstawowym warunkiem poprawnego
zachowania się implantu stalowego w środowisku tkankowym, w tym odpowiedniej odporności
korozyjnej oraz biotolerancji wszczepu. Stale typu 316L poddaje się przesycaniu w zakresie
temperatur 1000-11000C, po którym wykazują stabilną strukturę austenityczną o optymalnej
wielkości ziarna bez śladu zawartości ferrytu, fazy sigma czy węglików. W tym stanie jednak stale
wykazują niską wytrzymałość na rozciąganie (Rm =200 MPa). Zwiększenie wytrzymałości uzyskuje
się poprzez przeróbkę plastyczną na zimno lub przez zwiększenie zawartości azotu w stali [13,14].
Stale austenityczne stosowane w medycynie należą do biomateriałów metalicznych szczególnie
narażonych na niszczenie wskutek przebiegu procesów korozji naprężeniowej. Jest to związane z
ich najniższą, spośród wszystkich stosowanych w medycynie biomateriałów metalicznych,
odpornością na korozję elektrochemiczną w środowisku płynów ustrojowych oraz niższą niż m.in.
dla stopów tytanu, skłonnością do samopasywacji. Jednoczesne oddziaływanie środowiska
korozyjnego oraz naprężeń ściskających oraz rozciągających powoduje, że wytrzymałość implantu
stalowego zmniejsza się. Należy się spodziewać szybszego niszczenia elementów stalowych
stosowanych na podlegające dużym obciążeniom implanty stosowane m.in. w ortopedii,
traumatologii czy też w chirurgii twarzowo-szczękowej oraz wolniejszego niszczenia tych stali
stosowanych na elementy podlegające mniejszym obciążeniom, stosowane m.in. w kardiochirurgii
[7].
Niewystarczająca dla wielu zastosowań bioinertność i odporność korozyjna stali stosowanych na
implanty krótkotrwałe była przyczyną opracowania nowych stopów na osnowie kobaltu. Stopy
kobaltu charakteryzują się znacznie wyższą odpornością na korozję elektrochemiczną w
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
8
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
środowisku płynów ustrojowych niż austenityczna stal chromowo-niklowo-molibdenowa. Dzięki
temu, mimo zawartości pierwiastków mogących niekorzystnie oddziaływać na organizm pacjenta,
stopy te mogą być stosowane na implanty długotrwałe, których okres użytkowania nie powinien
przekroczyć piętnastu lat [7].
Interesującą grupą biomateriałów metalicznych są materiały z pamięcią kształtu. Przedstawicielem
tej grupy jest stop Ni-Ti „Nitinol”. Zjawisko pamięci kształtu polega na tym, że odkształcony
plastycznie w niższej temperaturze stop odzyskuje swój początkowy kształt w temperaturze
wyższej. Badania in vitro oraz in vivo stopu Ni-Ti wykazały, że jego odporność korozyjna i
biotolerancja odpowiada stali austenitycznej 316L. Stop ten może być zatem stosowany na
implanty krótkotrwałe, których okres przebywania w organizmie nie przekracza dwóch lat [15,16].
Obszar zastosowania implantów metalicznych z pamięcią kształtu obejmuje: płytki do zespoleń
dociskowych, pręty Harringtona do leczenia skoliozy, igły śródszpikowe, klamry do osteosyntezy
(Rys. 3), tulejki dystansowe do kręgosłupa [17].
Rys. 3. Klamry z pamięcią kształtu zastosowane w osteosyntezie [16]
Stop z pamięcią kształtu jako implant wprowadzony został przez Bensmann`a w 1982 roku na
klamry do osteosyntezy stawu kolanowego i kości śródstopia. Kolejno wykorzystano ten stop do
wytworzenia klamer zespalających złamane żebra, płytek do osteosyntezy, gwoździ
śródszpikowych i stabilizatorów kręgosłupowych [8].
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
9
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
W chirurgii kostnej znalazł zastosowanie również tytan i jego stopy, a także tantal i niob. Od roku
1975 endoprotezy z biomateriałów metalicznych wytwarzane są w układach kompozytowych z
tworzywami sztucznymi lub bioceramiką.
Stale oraz stopy z pamięcią kształtu należą do implantów krótkotrwałych, czyli takich, których
okres przebywania w organizmie nie powinien przekraczać dwóch lat. Stopy kobaltu oraz tytan i
jego stopy należą do implantów długotrwałych. Okres przebywania w organizmie stopów kobaltu
nie powinien przekraczać piętnastu lat, stopów tytanu zawierających wanad dwadzieścia do
dwudziestu pięciu lat, stopów bezwanadowych – ponad dwadzieścia pięć lat [7].
Materiały metaliczne znalazły również zastosowanie w kardiochirurgii i kardiologii zabiegowej.
Wykorzystano je na elementy sztucznych zastawek serca, a mianowicie pierścienie i koszyczki w
zastawkach kulkowych. Wśród aktualnie stosowanych ok. 50 różnych typów sztucznych zastawek
na pierścienie wykorzystuje się w dalszym ciągu stopy kobaltu oraz tytanu i jego stopów.
Z chorobami sercowo-naczyniowymi związana jest postać implantu zwana stentem. Jest to rodzaj
metalowego, sprężystego rusztowania o przestrzennej konstrukcji walcowej, który wszczepia się w
miejsce krytycznie zwężonego odcinka naczynia krwionośnego w celu podparcia i poszerzenia jego
światła, przez co możliwe jest leczenie choroby niedokrwiennej serca. Ten rodzaj implantu
skonstruowany został przez Charlesa Stenta w XIX wieku. Kolejne lata rozwoju kardiologii
zabiegowej doprowadziły do skonstruowania i wprowadzenia do profilaktyki klinicznej postaci
stentów samorozprężalnych i rozprężanych o kształcie „T”, „Y” i „I” wykonanych z siateczki, rurek z
nacięciami, zwojów i pierścieni oraz układów kombinowanych. Jako biomateriały zastosowano stal
chromowo-niklowo-molibdenową, stopy z pamięcią kształtu niklowo-tytanowe, tantal i platynę
pokrytą stopem kobaltu [18,19] (Rys. 4).
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
10
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
a)
b)
c)
Rys. 4. Stent wieńcowy: a) nierozprężony na baloniku, b) rozprężony stent na baloniku, c) rozprężony stent
po usunięciu balonika [19]
Metale szlachetne, tj. stopy złota, platyny i palladu były do niedawna podstawowymi materiałami
używanymi w implantacji, zwłaszcza w stomatologii. Stopy te charakteryzują się dobrą odpornością
na korozję, dobrymi własnościami mechanicznymi. Wadą tych materiałów jest ich wysoki koszt.
Obecnie najczęściej metalami szlachetnymi pokrywa się powierzchnie implantów przeznaczone dla
osób wykazujących odczyny uczuleniowe na metale nieszlachetne [15].
1.5. Biopolimery
Tworzywa sztuczne ze względu na swe odmienne od tworzyw metalicznych i ceramicznych
właściwości mechaniczne oraz fizykochemiczne znalazły szerokie zastosowanie w medycynie.
Stosowane są m.in. jako panewki w endoprotezach stawów, nici chirurgiczne, protezy więzadeł
oraz w praktyce stomatologicznej. Tworzywom sztucznym stosowanym w medycynie stawiane są
następujące wymagania [10]:
Łatwość uzyskania powtarzalnej jakości materiału dla różnych partii wyrobów;
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
11
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Łatwość formowania pozwalająca na nadanie odpowiedniej postaci użytkowej bez
degradacji tworzywa;
Łatwość sterylizacji;
Odpowiednia jakość fizykochemiczna biomateriału;
Nieinicjowalnie odczynów alergicznych lub toksycznych;
Bioinertność.
Polietylen znalazł szerokie zastosowanie w alloplastyce stawów, w tym w alloplastyce stawu
biodrowego. Stosowany jest na panewki w endoprotezach współpracując z głową endoprotezy
wykonaną z metalu bądź ceramiki tlenkowej. Do zalet polietylenu jako materiału implantacyjnego
należy zaliczyć: dobrą bioinertność, wysoką wytrzymałość mechaniczną, niski współczynnik tarcia,
elastyczność, dobre właściwości dielektryczne, niską cenę [14,20].
Z powodu niskich modułów sprężystości głowy i panewki powierzchnia tarcia przy naciskach
występujących podczas chodzenia jest wystarczająco duża, by naciski jednostkowe nie
powodowały zniszczenia współpracujących ze sobą powierzchni. Zużycie panewki w przypadku
współpracy z głową metalową mieści się w granicach 100-300 µm/rok, w przypadku współpracy z
głową wykonaną z tlenku glinu 5-150 µm/rok [6]. Wady polietylenu jako biomateriału ujawniają się
w trakcie jego eksploatacji w organizmie. Badania polietylenu poddanego długotrwałemu
użytkowaniu wykazały znaczny wzrost stopnia krystaliczności doprowadzający do znacznego
obniżenia jego wytrzymałości mechanicznej [21]. Obecnie prowadzone badania koncentrują się
nad zwiększeniem odporności polietylenu na zużycie cierne [22].
Cementy chirurgiczne znalazły zastosowanie w chirurgii narządów ruchu jako cementy kostne
wykorzystywane w alloplastyce cementowej stawów. Stosowane są tu głównie tworzywa
akrylowe, takie jak polimetakrylan metylu czy kopolimery polimetakrylanu metylu i etylu.
Istota powodzenia alloplastyki cementowej polega na mechanicznym zazębianiu się wypustek
cementu w łożysku kostnym. Badania kliniczne nie stwierdziły bezpośredniej integracji tkanki
kostnej z cementem [23]. Staw biodrowy charakteryzuje się zdolnością do tłumienia drgań.
Zastąpienie części naturalnych komponentów sztucznymi, o niewielkich zdolnościach tłumienia
drgań, wprowadza zaburzenia w układzie nośnym oraz w przebiegu procesów biologicznych.
Cement chirurgiczny, będący kompozytem polimerowym, wykazuje cechy materiału
lepkosprężystego zmieniającego swe właściwości mechaniczne wraz z upływem czasu w
warunkach oddziaływania obciążeń [24]. Cementy kostne komponowane są ze sproszkowanego
polimeru oraz płynnego monomeru. Polimeryzacja zachodzi w tkankach. Ponieważ jest to reakcja
silnie egzotermiczna, występuje niebezpieczeństwo uszkodzenia otaczających implant tkanek. Do
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
12
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
innych wad cementów kostnych można zaliczyć toksyczne właściwości oraz niską odporność na
pękanie ( KIC < 1 MPa). Prowadzone obecnie badania w tej grupie tworzyw koncentrują się na
doskonaleniu cementu poprzez mieszanie go z włóknami węglowymi oraz proszkiem apatytowym.
Cement taki wykazuje wyższą bioinertność oraz 3-4 krotnie wyższe właściwości mechaniczne w
porównaniu ze standardowymi cementami kostnymi [24].
Polimery resorbowalne stosowane są w medycynie od początku lat sześćdziesiątych. Cechą
charakterystyczną tych biomateriałów są zmieniające się z biegiem czasu właściwości, co czyni je
nieprzydatnymi do zastosowanie na implanty długotrwałe. Niestabilność właściwości tych tworzyw
wiąże się z przebiegiem procesów biodegradacji w środowisku tkankowym. Początkowo
stosowane były one wyłącznie w produkcji nici chirurgicznych. Zmianę wytrzymałości, masy
cząsteczkowej oraz ciężaru w funkcji czasu dla implantów wykonanych z polimerów
resorbowalnych przedstawia Rys. 5 [25].
Rys. 5. Zmiana masy cząsteczkowej, wytrzymałości oraz ciężaru w funkcji czasu dla implantów wykonanych z
polimerów resorbowalnych [25]
Aktualnie obszar zastosowania polimerów resorbowalnych obejmuje: sztuczne wiązadła, włókniny
wykorzystywane w chirurgii tkanek miękkich, membrany wykorzystywane do regeneracji ubytków
kostnych, nośniki do kontrolowanego uwalniania leków, dermatologię, chirurgię naczyniową,
ortopedię oraz chirurgię twarzowo-szczękową [26].
Polimery resorbowalne mają do spełnienia w organizmie dwie podstawowe funkcje [25]:
Zapewnienie stabilizacji uszkodzonej tkanki kostnej umożliwiającej jej zrost. Biodegradacja
implantu wykonanego z takiego tworzywa eliminuje konieczność wykonania powtórnego
zabiegu operacyjnego (usunięcia implantu) co jest szczególnie istotne w przypadku chirurgii
twarzowo-szczękowej;
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
13
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Zapewnienie stabilizacji uszkodzonej tkanki oraz dostarczenie bezpośrednio do miejsca
złamania leków. Dostarczane w ten sposób proteiny morfogeniczne przyczyniają się do
znacznie szybszego zrostu złamanej kości. W ten sposób dostarczane są również
antybiotyki.
1.6. Bioceramiki
Materiały ceramiczne są znane i stosowane w medycynie od wielu lat. Biomateriały ceramiczne w
porównaniu z pozostałymi biomateriałami charakteryzują się [27]:
Porowatością umożliwiającą wrastanie tkanek oraz zabezpieczającą trwałe połączenie
pomiędzy tkankami a implantem;
Wysoką bioinertnością w środowisku tkankowym;
Dużą wytrzymałością na ściskanie oraz odpornością na ścieranie;
Wysoką odpornością na korozję w środowisku tkankowym;
Możliwością sterylizacji bez zmiany właściwości materiału;
Kruchością.
Niektóre tkanki człowieka takie, jak kości czy zęby, składają się w większości ze stałego tworzywa
nieorganicznego (70-97% mas. hydroksyapatytu), tak więc tworzywa ceramiczne mogą być
efektywniejsze jako wszczepy niż stosowane do tej pory metale czy tworzywa sztuczne. Dotyczy to
w szczególności bioceramiki hydroksyapatytowej o identycznym składzie chemicznym i fazowym,
co kość ludzka. Biomateriały ceramiczne oprócz wielu zalet mają istotne wady – są materiałami
kruchymi, o niskiej wytrzymałości na zginanie, nieodkształcalnymi, nieodpornymi na obciążenia
dynamiczne. Wytrzymałość na zginanie bioceramiki korundowej wynosi 400 MPa,
hydroksyapatytowej 150 MPa, podczas gdy dla kości ludzkiej wartość ta nie przekracza 120 MPa
[28,29].
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
14
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
2. Materiały do zespalania tkanek
2.1. Zastosowanie biomateriałów do zespalania tkanek
Do grupy biomateriałów do zespalania tkanek zaliczyć można: nici chirurgiczne, kleje do tkanek
oraz cementy kostne. Są stosowane do zespalania okresowego, jak również do trwałego tkanek.
2.2. Nici chirurgiczne
Nici chirurgiczne winny być wykonane z materiałów pozwalających na stosowanie ich do zabiegów
chirurgicznych. Te implanty cechują się określonym zespołem własności fizykochemicznych [7, 28-
30]:
własności fizykochemiczne dostosowane do rodzaju zespalanych tkanek, okresu
implantowania i techniki zespalania;
dobra biotolerancja;
możliwość wykonywania pewnego i niezawodnego wiązania;
łatwość sterylizacji;
ewentualne bezodczynowe wgajanie dla nici nieusuwalnych z tkanek;
Inna klasyfikacja uwzględnia jakość biomateriału (Rys. 6) [7]:
roślinne (lniane, bawełniane);
zwierzęce (jedwabne, kolagenowe);
z tkanek ludzkich (autogenne, homogenne);
z tworzyw metalicznych (stalowe, srebrne, tantalowe);
polimerowe (poliamidowe, teflonowe);
Pod względem trwałości w środowisku tkanek można wyróżnić nici [7]:
wchłanialne;
ulegające biodegradacji;
niewchłanialne;
Nici wchłanialne tracą swoje własności mechaniczne po upływie 1 do 12 tygodni po implantacji.
Nici ulegające biodegradacji ulegają stopniowemu wchłanianiu w okresie 1 do 3 lat po ich
wszczepieniu.
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
15
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Rys. 6. Syntetyczny, wchłanialny, jednowłóknowy materiał szewny wykonany z polipropylenu [31]
Nici chirurgiczne produkuje się przez wytłaczanie polimeru z roztworu lub ze stopu, po czym
następuje ich rozciąganie na zimno lub na gorąco dla uzyskania zadowalających własności
mechanicznych. Następnie, w zależności od rodzaju nici, splata się włókna tworząc plecionkę lub
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
16
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
używa jako włókno pojedyncze. Włókno tnie się na odcinki o określonej długości, doczepia igły
chirurgiczne, pakuje w odpowiednie opakowania i poddaje sterylizacji [1].
2.3. Kleje
Kleje do celów medycznych winny spełniać wszystkie warunki stawiane materiałom
implantowalnym. Kleje powinny przylegać i tworzyć mocne wiązania z mokrymi tkankami oraz
posiadać zdolność wzmagania procesu tworzenia skrzepów, gojenia ran i regeneracji tkanek. Kleje
winny być łatwe w użyciu, utrzymywać własności klejące w czasie niezbędnym do
przeprowadzenia zabiegu, a następnie ulegać szybkiemu zestaleniu i wiązać tkanki [1, 28-30, 32,
33].
2.4. Cementy kostne
Cementy kostne stosowane są w alloplastyce stawu biodrowego i kolanowego [34]. Wykorzystuje
się je także do innych zabiegów rekonstrukcyjnych. Najczęściej stosowany jest polimetakrylan
metylu (PMMA) lub kopolimer metakrylanu metylu (MMA). Do cementów kostnych dodawane są
często antybiotyki, takie jak np. gentamycyna czy wankomycyna zwiększające septyczność zabiegu
[35]. W procesie polimeryzacji zwiększa się wytrzymałość mechaniczna cementu. Już po 2
godzinach osiąga on 80% swej ostatecznej wytrzymałości, która dla cementów ortopedycznych po
18 godzinach wynosi [7, 36]:
wytrzymałość na zginanie 27,6 do 30,8 MPa;
wytrzymałość na ściskanie 66,3 MPa;
wytrzymałość na ścinanie 29,7 do 41,0 MPa;
Na zmniejszenie własności mechanicznych wpływa: podwyższona temperatura,
wilgotność, starzenie, dodatek środków kontrastujących i antybiotyków, niewłaściwa technika
mieszania i technika wprowadzania cementu do jamy szpikowej [7].
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
17
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
3. Materiały opatrunkowe
3.1. Rodzaje ran
Ranami nazywa się przerwanie ciągłości skóry połączone z ubytkiem tkanek. Może ono być
zamierzone (np. w trakcie zabiegu chirurgicznego) lub przypadkowe. Powstanie rany może
powodować uraz zewnętrzny lub owrzodzenie [37].
Biorąc pod uwagę czynnik wywołujący, rany dzieli się na [37]:
Mechaniczne (urazowe)
Termiczne i chemiczne
Owrzodzenia
Rany mechaniczne dodatkowo dzieli się ze względu na narzędzie sprawcze na: otarcia, rany cięte,
kłute, tłuczone, szarpane, miażdżone kąsane, postrzałowe itd. Rany mogą być otwarte lub
zamknięte z uszkodzeniami głębiej położonych mięśni, kości lub narządów wewnętrznych.
Rany termiczne i chemiczne powstają na skutek oparzenia gorącymi płynami, dotyku gorącej
powierzchni, oparzenia płomieniem, parą lub gorącym powietrzem, oparzenia elektrycznego lub
chemicznego, odmrożenia, radiacji.
Owrzodzenie jest to obumarcie tkanek w wyniku stanu chorobowego, rozpadu i martwicy tkanek,
wywoływanych zazwyczaj upośledzenia krążenia tętniczego bądź żylnego, długotrwałego ucisku,
infekcji itp. Zalicza się do nich: odleżyny, owrzodzenia goleni, nowotworowe, popromienne i inne.
3.2. Gojenie ran
Gojenie rany to naturalny proces naprawczy, jaki wykonuje organizm pacjenta. Leczenie rany to
działania podejmowane w celu wspomożenia procesu gojenia [38].
Rozróżnia się zazwyczaj trzy fazy gojenia ran [37]:
Faza zapalna (wysiękowa) – zatamowanie krwawienia i oczyszczenie rany
Faza proliferacyjna – odbudowa tkanki ziarninowej
Faza różnicowania – dojrzewanie, bliznowacenie i epitelializacja
Faza oczyszczania zaczyna się w momencie zranienia i trwa 3-4 dni. Zapalenie to reakcja obronna,
której celem jest wyeliminowanie lub dezaktywacja szkodliwych czynników, oczyszczenie tkanki i
przygotowanie do kolejnych procesów proliferacyjnych. Produktem ubocznym procesu jest ropa.
Komórki fazy zapalnej to: Leukocyty pojawiające się w ranie 2-4 godz. po zranieniu, niszczące
materiały obce dla ustroju i drobnoustroje; granulocyty obojętnochłonne wydzielające cytokiny
pobudzające odporność; makrofagi oczyszczające obszar rany.
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
18
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Faza ziarninowania ma na celu utworzenie nowych naczyń krwionośnych i wypełnienie ubytków
tkanką ziarninową. Udział w niej biorą głównie fibroblasty, powodujące tworzenie kolagenu i
obkurczanie rany.
Faza epitalializacji (naskórkowania) rozpoczyna się między 6 i 10 dniem dojrzewania włókien
kolagenu. Powstaje tkanka bliznowata.
Podział gojenia raz ze względu sposób zamknięcia jest następujący [37]:
Pierwotne - występujące tedy, gdy rana nie jest starsza od 6-8 godz. i nie ma infekcji.
Występuję zazwyczaj przy ranach chirurgicznych i kłutych. Rany zamykane są nićmi,
klamrami lub sklejane. Zamknięcie rany następuje po 8 dniach, a pełna wytrzymałość rana
uzyskuje po kilku tygodniach. Jeżeli występują objawy infekcji, rany nie zamyka się,
szczelinę rany tamponuje i leczy aż do ustania infekcji.
Wtórne – występuje wtedy, gdy muszą być wypełnione ubytki tkanki lub infekcja
uniemożliwia bezpośrednie zespolenie brzegów rany. Organizm w takim przypadku
wypełnia ranę tkanką ziarninową. Jeżeli proces gojenia przekracza 8 tygodni, rane ostrą
określa się jako przewlekłą.
Przez regenerację – dotyczy naskórka i nabłonka.
Na przebieg gojenia wpływają czynniki ogólne i miejscowe. Czynniki ogólne związane są ze stanem
pacjenta i obejmują [37]:
Wiek – wraz z wiekiem maleje liczba procesów wytwórczych i wzrasta liczba procesów
rozpadowych, zmniejsza się działanie układu immunologicznego, może pojawić się zły stan
naczyń krwionośnych.
Stan odżywienia – zarówno otyłość, jak i niedożywienie mogą powodować zaburzenia
wskutek niedostatecznej podaży witaminy C (warunkuje syntezę kolagenu), witaminy A
(warunkuje trwałość kolagenu i czas naskórkowania), żelazo i miedź (wspomagają
produkcję kolagenu), cynk (wpływa na syntezę białe, proliferację fibroblastów i komórek
naskórka).
Stan odporności i ochrony immunologicznej – może występować zarówno subreaktywność,
jak i nadreaktywność. Przyczyny zaburzeń to często rozległe oparzenia, uszkodzenia
popromienne, infekcje wirusowe i bakteryjne oraz pasożyty, leczenie immunopresyjne i
cytostatykami, a także choroby autogenne.
Choroby podstawowe – nowotwory, infekcje, cukrzyca, niewydolność oddechowa,
niewydolność układu krążenia i inne schorzenia.
Powikłania pooperacyjne – zakrzepice i zatory, niedrożność jelit, zapalenie płuc.
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
19
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Czynniki miejscowe to [37]:
Długość i rodzaj rany
Długość i rodzaj przygotowań do zabiegu
Wykonanie zabiegu w warunkach aseptyki
Technika operacji
Czas trwania zabiegu
Zaburzenia w procesie gojenia to [37]:
Nagromadzenie wydzieliny surowiczej w ranie
Krwiaki
Martwica tkanki miękkiej
Rozejście się rany
Przerost blizny
Infekcje i inne
Zakażenia ran są powodowane przez niewłaściwą aseptykę, natomiast rozszerzenie infekcji z ran
zakażonych także wskutek braku właściwego leczenia ogólnego [37]. Zakażenia powodują
najczęściej bakterie: gronkowce, paciorkowce, Escherichia coli, Pseudomonas aeruginosa. Przez
pojęcie aspetyka rozumie się niszczenie drobnoustrojów na skórze, w zakażonych ranach - przy
użyciu środków chemicznych (jodofory, choroheksydyna). Tradycyjnie stosuje się jeszcze niekiedy
w profilaktyce i leczeniu ran riwanol 3%, roztwór 3% kwasu borowego i 0,5% azotan srebra.
3.3. Zadania opatrunku w różnych fazach gojenia
Rozróżnia się trzy fazy gojenia [37]:
Faza oczyszczenia: zatamowanie krwawienia, wchłanianie wydzieliny, zapobieganie
zakażeniom. Wskazane opatrunki o dużej chłonności, wspomagające proces
samooczyszczenia, stanowiące barierę dla drobnoustrojów.
Faza ziarninowania: zapewnie wilgotności przez wchłanianie nadmiary wydzieliny i
zapobieganie wysychaniu, ochrona delikatnej tkanki ziarninowej, zapobieganie zakażeniom.
Wskazane opatrunki wilgotne lub tworzące wilgotne środowisko, stymulujące czynności
fibroblastów, atraumatyczne (nie powodujące uszkodzeń tkanek).
Faza naskórkowania: niezbędne utrzymywanie odpowiedniej wilgotności i ochrona nowej
struktury komórkowej. Wskazane opatrunki atraumatyczne, tworzące wilgotne środowisko
w ranie i kondycjonujące brzeg rany.
Cechy idealnego opatrunku to [37]:
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
20
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Szybkość wchłaniania i pojemność chłonna – wysięk po wchłonięciu powinien pozostawać
w materiale; najlepsze są opatrunki zapewniające zdolność intrakapilarnego wchłaniania
lub zaierające superabosrbent wiążący drobnoustroje.
Przepuszczalność gazów i paroprzepuszczalność – możliwość wymiany gazowej (tlen –
dwutlenek węgla) oraz wydalania pary wodnej.
Tolerancja w ranie i możliwość bezurazowej zmiany opatrunku – brak uszkadzającego
wpływu opatrunku na nową tkankę.
Bezpieczeństwo użycia – brak działania drażniącego, uczulającego, jałowość lub gotowość
do sterylizacji.
3.4. Opatrunki stosowane w suchej terapii ran
Suche opatrywanie ran stosuje się w [37:
Ranach pooperacyjnych
Mniejszych, drobnych ranach powierzchniowych
Powierzchniowych ranach ostrych o silnym wysięku
Rana gojących się pierwotnie
Niekiedy w ranach z cechami infekcji
Gaza i włókniny [37]
Gaza jest tkaniną wykonaną w całości z bawełny hydrofilowej. Obecnie jest to gaza bielona
nadtlenkowo bez chloru. Włókna charakteryzują się silnym skrętem, co zabezpiecza przed
występowaniem luźnych włókien na powierzchni gazy. Produkt ma wysoką chłonność; na rynku
krajowym występują gazy 13 i 17 nitkowe, poza nim także najbardziej chłonne 20-nitkowe. Gaza
jest z reguły wyjałowiona, ale jako tampony lub okłady stosowana może być także gaza niejałowa.
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
21
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Rys. 7. Przykładowe gazy opatrunkowe [31]
Stosowane są także kompresy z gazy lub włókniny. Włóknina to płótno, muślin, tkanina, dzianina
lub tkanino-dzianina.
Rys. 8. Splot włókniny [31]
Dzianina - wyrób włókienniczy płaski powstający przez tworzenie rządków lub kolumienek
wzajemnie ze sobą połączonych oczek.
Tkanina to wyrób włókienniczy płaski powstający w wyniku przeplatania ze sobą (według
założonego splotu) wzajemnie prostopadłych układów nitek osnowy i wątku.
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
22
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Proces wytwarzania tkaniny nazywa się tkaniem i wykonywany jest na krosnach tkackich (ręcznych
lub mechanicznych). Półproduktem do produkcji tkanin jest przędza tkacka.
Rys. 9. Widok przędzy tkackiej [31]
Kompresy maściowe [37]
Wspólną cechę opatrunków jest siatka nośna zaimpregnowana maścią. Opatrunki różnią się
zastosowanym materiałem nośnym (siatka bawełniana, poliestrowa, poliamidowa) i składem
maści impregnującej. Część maści zawiera składniki czynne biologicznie, część – wspomagające
gojenie. Kompresy maściowe służą do bezurazowego opatrywania ran przy otarciach, oparzeniach
i na miejsca pobrania lub nakładania przeszczepów skóry. Najczęściej wymagają opatrunków
wtórnych w formie kompresów gazowych lub włókninowych.
Opatrunki chłonne i nieprzywierające [37]
Są to kompresy kombinowane zbudowane warstwowo z różnych materiałów, co nadaje im
większą chłonność. Pozwalają na swobodną wymianę gazową, przepuszczają parę wodną, są
miękkie i łatwo je formować, dobrze wyściełają ranę. Mogą nimi być opatrunki mogą Ce spełnić
rolę bezpiecznej warstwy kontaktowej w postaci specjalnie spreparowanej włókniny lub siateczki.
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
23
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
3.5. Opatrunki stosowane w wilgotnej terapii ran
Alginiany [37]
Surowcem wykorzystywanym w produkcji włókien tych opatrunków jest kwas alginowy,
pozyskiwany z glonów morskich. Wymagają opatrunku wstępnego (foelie, hydrokoloidy, pianki). Z
reguły są to delikatne i wysokochłonne materiały opatrunkowe. Pojemność chłonna zawiera się w
granicach 15-20 g/g alginianu. Spotyka się alginiany wapniowe i wapniowo-sodowe w formie
kompresów lub sznurów – taśm.
Mechanizm działania opatrunków alginianowych polega na zdolności włókien do przechodzenia w
formę żelową w zetknięciu z jonami sodowymi z krwi lub wydzieliny rany wskutek wymiany z
jonami wapnia. Suche kompresy wchłaniają wydzielinę z rany. Włókna absorbują dużą ilość
wydzieliny, puchną i przekształcają się w wilgotny żel, który wypełnia i dokładni pokrywa dno rany.
Zarazki znajdujące się w wydzielinie są zamykane w strukturze żelu. Im więcej wydzieliny, tym
szybciej dochodzi do tworzenia się żelu. Możliwe jest także nasycanie alginianów roztworami
leczniczymi lub dezynfekującymi.
Proces wchłaniania wydzieliny wraz z drobnoustrojami widoczny jest dzięki charakterystycznej
zmianie konsystencji i barwy opatrunku. Wilgotny opatrunek uniemożliwia wysuszenie rany i
wpływa regulująco na fizjologiczne wydzielanie z rany. Kompres nie przykleja się do rany i jego
zmiany są dla pacjentów bezbolesne. Zmiany dokonuje się co 12-24 godz., jeżeli wydzielina z rany
jest obfita, lub co 3 do 7 dni, jeżeli jest skąpa. Zmiany dokonuje się wypłukując pozostały żel i
resztki włókien za pomocą 0,9% roztworu NaCl.
Alginiany sa dobrze tolerowane przez organizmi stosowane w długotrwałym leczeniu.
Hydrokoloidy [37]
Opatrunki hydrokoloidowe zawierają chłonne hydrokoloidy zdolne do pęcznienia. Najczęściej
stosowana jest karboksymetyloceluloza, niekiedy spotyka się domieszki pektyn i żelatyny oraz
alginianów. Mają postać płytek przeznaczonych do ran powierzchniowych lub past
wykorzystywanych w ranach głębokich i drążących. Płytki mają kształty dopasowane do zranionych
okolic, np. okolicy krzyżowej, łokcia, pięty.
Hydrokoloid zatopiony jest w tzw. macierzy, którą stanowi jeden z elastomerów lub inny materiał
stabilizujący. Zewnętrzną warstwą w przypadku płytek jest folia lub pianka poliuretanowa o
zamkniętych porach. Dzięki przyczepności elastomerów płytki koga być zakładane na ranę jak
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
24
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
plaster. Wraz z wytwarzanie żelu przyczepność ta zanika w obrębie rany, a opatrunek pozostaje
umocowany na nienaruszonych końcach.
Wskutek kontaktu z wysiękiem z rany koloid przekształca się w żel, co objawia się formowaniem
części opatrunku nad raną w kształt pęcherza. Opatrunek zmienia się, kiedy pęcherz osiągnie
wielkość opatrywanej rany. Częstość zmian zależy od obfitości wydzieliny z opatrunku.
Zalety hydrokoloidów to: wilgotne środowisko w ranie, stała temperatura w ranie, pH ok. 6
zwiększające szybkość gojenia, zmniejszenie dostępu tlenu zmniejszające dolegliwości bólowe.
Opatrunki hydrowłókniste [37]
Zbudowane są z karboksymetylocelulozy sodowej przystosowanej do miękkich, nietkanych płytek.
Wchłaniają pionowo, mają bardzo własności absorpcyjne. Część wchłaniająca żeluje, a pozostała
jest sucha. Izoluje wchłonięte bakterie w strukturze utworzonego żelu.
Opatrunek znajduje zastosowanie w leczeniu ran o wydzielaniu średnim do obfitego, zarówno
czystych, jak z cechami infekcji.
Hydrożele [37]
Powstają w procesie polimeryzacji. Zawierają dużo wody, ale nie są w niej rozpuszczalne, potrafią
natomiast wiązać duże ilości wody, co jest właściwością wykorzystywaną w ich zastosowaniu jako
opatrunków.
Żele wykorzystywane w produkcji opatrunków mają różny skład. Część z nich służy jedynie do
tworzenia wilgotnego środowiska w ranie, a część do aktywnego rozmiękczania tkanek
martwiczych i oczyszczania ran. Kiedy żel wchłania płyn, poprzeczne połączenia polimerów
rozciągają się tworząc wewnątrz makrocząsteczek miejsce na wchłaniane drobnoustroje,
wydzielinę z rany i cząsteczki zapachowe. Opatrunek hydrożelowy nie potrzebuje wydzieliny do
zamiany w żel i natychmiast po położeniu tworzy wilgotny mikroklimat, zalecany jest więc do ran
słabo sączących i wysuszonych. Hydrożele nie są jednak przeznaczone do ran obficie
wydzielających i w takich przypadkach używa się tego typu opatrunku w połączeniu z kompresem
o większej wilgotności.
Wskazania do stosowania opatrunków hydrożelowych to: rany z obecnością martwicy bez dużego
wysięku, rany ziarninujące i naskórkujące, oparzenia. Okres pozostawania na skórze to 2-7 dni.
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
25
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Opatrunki poliuretanowe [37]
Są to hydrofilowe, miękkie i elastyczne pianki poliuretanowe, samoprzylepne lub wymagające
mocowania. Występują w bardzo bogatej ofercie, jeśli chodzi o kształty. Aktywnym składnikiem
jest najczęściej hydropolimer absorpcyjny, który pochłania wysięk i pobudza ziarninowanie.
Niektóre opatrunki mają budowę dwuwarstwową, część nawet trójwarstwową, w tym specjalną
warstwę kontaktową, która zabezpiecza przed wrastaniem tkanek w strukturę pianki.
Generalnie wszystkie pianki mają bardzo dobre własności chłonne. Absorbują wysięk z rany,
utrzymują wilgoć i zapobiegają powstawaniu skrzepów. Częstość zmiany opatrunku to 2-3 dni.
Wskazania – rany po wstępnym oczyszczeniu, o wydzielaniu średnim do obfitego.
Błony półprzepuszczalne [37]
Zbudowane są z cienkiej folii poliuretanowej pokrytej warstwą kleju poliakrylowego stanowiącego
warstwę przylepną. Błony nie przepuszczają wody i zanieczyszczeń, ale są przepuszczalne dla
gazów. Część z nich tworzy wilgotne mikrośrodowisko. Stanowią skuteczną barierę przed
drobnoustrojami i chronią skórę przed uszkodzeniem. Nie pochłaniają wysięku. Stosowane są do
ran powierzchownych i z niewielkim wysiękiem, pokrywania pęcherzy, mocowania innych
opatrunków, ochrony wkłuć, ochrony miejsc pobrania przeszczepów. Czas pozostawania wynosi 5-
7 dni.
Opatrunki ze srebrem [37]
Opatrunki ze srebrem działają bakteriobójczo i w efekcie zmniejszają odczyn zapalny. Opatrunki te
mają rozmaite formy, jak: siateczki poliamidowe z wbudowanym metalicznym srebrem, pokryte
warstwą hydrofilnej maści; opatrunek hydrowłóknisty z karboksymetylocelulozą jako podłożem dla
jonów srebra; wielowarstwowe opatrunki z polietylenowej siatki ze srebrem nanokrystalicznym;
opatrunek warstwowy z aktywnym węglem impregnowanym srebrem metalicznym itd.
Opatrunki ze srebrem mogą pozostawać na ranie przez okres 3-15 dni.
Opatrunki złożone [37]
Są to najczęściej opatrunki wielowarstwowe. Należą do nich opatrunki z superabsorbentem w
warstwie wewnętrznej z zewnętrzną siateczką poliuretanu skuteczne w leczeniu chorób
przewlekłych. Podstawa działania jest ciągłe przepłukiwanie rany płynem Singera i wiązanie
wydzieliny z rany. Wytwarzają one w ranie wilgotne środowisko, rozmiękczają i absorbują tkanki
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
26
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
martwicze, wypłukują i absorbują zarazki, przyspieszają ziarninowanie, regenerują naczynia
krwionośne i włókna nerwowe.
Inna grupa to opatrunki kolagenowo-alginianowe wykorzystujące biologiczne współdziałanie obu
substancji w gojeniu ran.
Proponuje się opatrunki zbudowane z kolagenu i regenerowanej utlenionej celulozy. Są one
wyjątkowo przydatne w leczeniu ran przewlekłych bez suchej martwicy, przekształcając się pod
wpływem wysięku z rany w miękki, ulegający biodegradacji żel.
Dekstranomery [37]
Stosowanej już rzadko, zbudowane z ziaren polisacharydów, stosowane do bezpośredniej aplikacji
na rany. Oczyszczają ranę, absorbując wysięk z drobnoustrojami. Stosowane w leczeniu
zainfekowanych, wilgotnych ran.
3.6. Materiały do mocowania opatrunków
Bandaże [37, 39]
Bandaże są wykorzystywane dla mocowania opatrunku, unieruchomienia stawu lub innej części
ciała, zabezpieczania po zabiegach operacyjnych, terapii kompresyjnej stosowanej m.in. w leczeniu
przewlekłej niewydolności żylnej.
Bandaże wykonywane są z bawełny i/lub wiskozy, niekiedy z domieszką włókien poliamidowych
lub poliestrowych. Bandaże mogą być od nierozciągliwych do znacznie rozciągliwych, mieć
szerokość od 2 do 20 cm i długość od 4 do 20 cm.
Rękawy (pończochy) [37, 39]
Rękawy opatrunkowe mogą mieć formę rękawów dzianych lub siatkowych.
Rękawy dziane sporządzone są z przędzy bawełnianej i/lub celulozowej. Łatwo dostosowują się do
kształtu ciała, są rozciągliwe i podążają za ruchami stawów, znakomicie przepuszczają powietrze,
są dobrze tolerowane przez skórę. Łatwo dają się nakładać, można je także używać wielokrotnie.
Ich zastosowanie to szybkie nakładanie opatrunków mankietowych, podtrzymywanie opatrunków,
opatrunki wyciągowe i wyściółka pod gips, do powlekania szyn i jako opatrunki na kończyny dolne.
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
27
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Przylepce, plastry i włókniny samoprzylepne [37, 39]
Przylepce to samoprzylepne taśmy służące najczęściej do mocowania opatrunków, do mocowania
sond, cewników i drenów. Stosowane są także specjalne przylepce do sklejania ran ciętych,
zastępujące szwy chirurgiczne. Stosowane są także w medycynie sportowej profilaktycznie lub
leczniczo dla stabilizacji stawów i zabezpieczenia wiązadeł oraz ścięgien.
Przylepców możemy używać zarówno w przypadku mocowania kompresów z gazy lub włókniny,
bądź też płytek. Do zabezpieczenia ran pooperacyjnych stosuje się plastry chirurgiczne z warstwą
chłonną i obwódką samoprzylepną.
Jako kleje stosowane są masa kauczukowo-cynkowa z tlenkiem cynku, ze sztucznego kauczuku lub
poliakrylowa. Te ostatnie są zalecane osobom mającym skłonności do alergii.
Chusty trójkątne [37, 39]
Chusty trójkątne stosowane są do wygodnego mocowania opatrunków. Technika ich zakładania
jest bardzo prosta, co skraca czas opatrywania. Chusty używane są zwłaszcza w ratownictwie
drogowym.
3.7. Opatrunki unieruchamiające
Unieruchamianie transportowe [37, 39]
Stosowane są:
w urazach kończyny górnej – chusty, bandaże, szyny Kramera
w urazach kończyny dolnej – bandaż elastyczny i szyny Kramera
w urazach kręgosłupa – zwinięty koc, kołnierz z waty i opaski elastycznej
Opatrunki gipsowe [37, 39]
Stosowane są w złamaniach, zwichnięciach, stłuczeniach, skręceniach, ranach i w stanach
zapalnych. Przeciwwskazania to podeszły wiek, ciężki stan ogólny, zapalenie płuc, urazy brzucha
lub czaszki, rozległe stany zapalne skóry, rozległe oparzenia, uczulenie na gips.
Opatrunki mogą być typowe, zakładane w ustawieniu fizjologicznym kończyny, lub nietypowe w
wymuszonych zestawieniach stawu. Opatrunki specjalne to gips wiszący Caldwella w leczeniu
złamań szyjki lub trzonu kości ramiennej, ze skrzyżowaniem kończyn lub mostowe.
Najczęściej stosowane opatrunki gipsowe to:
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
28
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
obręcz barkowa i kończyna górna – gips Desaulta, gips Velpeau, odwodzący, ramienny,
ósemka gipsowa i inne,
kręgosłup – typu Minerwa, gorset Jevetta
obręcz miedniczna i kończyna dolna – biodrowy, udowy, buty gipsowe.
Opatrunki unieruchamiające syntetyczne [37, 39]
Opatrunki termoplastyczne są złożone z syntetycznej tkaniny poliestrowej połączonej z
poliestrowym tworzywem termoplastycznym. Zanurzenie w ciepłej wodzie aktywuje działanie
opatrunku termoplastycznego, który staje się łatwy do modelowania. Czas nakładania wielu
warstw opatrunku do 3 minuty, natomiast po 5 minutach opatrunek twardnieje tworząc stałe silne
usztywnienie, obciążalne po 20 minutach. Po odgrzaniu można go ponownie modelować. Gotowy
opatrunek wytrzymuje temperatury do 50ºC, nie przepuszcza powietrza i pary wodnej, jest
wodoodporny.
Opatrunki z włókna szklanego składają się z z tkaniny zawierającej włókna szklane impregnowane
żywicą poliuretanową uaktywnianą przez kontakt z wodą. Do czasu użycia opatrunek jest
przechowywany w hermetycznie zamkniętym worku. Po wyjęciu opatrunek zanurzany jest w
wodzie i następnie twardnieje po 3-5 minutach.
Opatrunki unieruchamiające wykonane z opasek nasycanych żywicami poliuretanowymi należą do
tzw. opasek półsztywnych posiadających pamięć kształtu. Opaska typu soft cast składa się z
tkaniny z włókna szklanego impregnowanej żywicą poliuretanową, która zawiera składnik
rozpuszczalny w wodzie. Reakcja chemiczna z wodą powoduje utrwalenie bieżącego kształtu z
zachowaniem jednak pewnej giętkości.
Szyny ortopedyczne z tworzyw termoplastycznych pozwalają na łatwe dopasowanie do kształtu
kończyny bez ryzyka odleżyn, po podgrzaniu do 60ºC. Przezroczystość ułatwia nastawianie.
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
29
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
4. Materiały na instrumentarium chirurgiczne
Potrzeba stosowania narzędzi chirurgicznych pojawiła się z chwilą zrealizowania przez lekarzy
zamysłu spenetrowania wnętrza ciała ludzkiego w celu zrekonstruowania tkanek uszkodzonych w
wyniku urazu lub zmienionych chorobowo.
Do głównych cech wyróżniających pod względem konstrukcji i eksploatacji instrumentarium
chirurgiczne zalicza się [7, 40, 41]:
wysoką niezawodność;
bezpieczeństwo użycia dla operatora i pacjenta oraz łatwość obsługi;
określony zespół własności mechanicznych tworzywa;
geometrię instrumentarium przydatną do prowadzenia określonego zabiegu;
odporność na korozję w warunkach eksploatacyjnych;
konstrukcję umożliwiającą całkowitą sterylizację instrumentarium;
ergonomiczność oraz estetykę konstrukcji i wykonania;
Ze względu na dużą różnorodność instrumentarium chirurgicznego nazewnictwo stosowane do
jego określenia jest bardzo bogate. Zasady nazewnictwa zostały określone przez Polski Komitet
Normalizacji i Miar. Nazwa narzędzia medycznego zawiera zwykle więcej niż jedno słowo i określa
na ogół [41]:
- rodzaj narzędzia, np. nożyk, kleszczyki;
- cechy charakterystyczne narzędzia, np. nóż brzuszasty;
- podstawowe zastosowanie narzędzia, np. kleszczyki naczyniowe;
- typ narzędzia charakteryzowany nazwiskiem jego twórcy, np. kleszczyki naczyniowe
typu Kocher (kochery);
- rodzaj uchwytu narzędzia, np. nazwa kleszczyki oznacza narzędzie, które zakleszczyło się za
pomocą palców, nazwa zaś kleszcze oznacza narzędzie zakleszczane całą dłonią.
Bardzo duża liczba stosowanych narzędzi chirurgicznych wynika z różnorodności funkcji, jakie są
spełniane przez nie oraz dodatkowo z ich zróżnicowania w zależności od miejsca dokonywanych
operacji, rodzaju tkanek i wielkości pola operacyjnego (Rys. 1 i 2) [27].
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
30
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Rys. 10. Przykłady narzędzi bezprzegubowych: a) hak odciągający typu Richardson; b) haczyk [40]
Rys. 11. Przykłady narzędzi: a) jednoprzegubowego – igłotrzymacz typu Hegar; b) wieloprzegubowego – nożyce do
cięcia żeber typu Stille – Liston [40]
Narzędzia chirurgiczne można klasyfikować wg różnych kryteriów. Jedną z podstawowych
klasyfikacji jest ich podział ze względu na grupy przeznaczenia medycznego. Podział ten obejmuje
narzędzia [41]:
anatomiczne (służą do wykonywania sekcji zwłok, charakteryzują się prostą, masywną
budową oraz dużą trwałością);
chirurgiczne ogólne (uniwersalne zastosowanie we wszystkich dziedzinach medycyny);
chirurgiczne specjalistyczne (zaliczamy tu narzędzia powstałe w wyniku udoskonaleń
narzędzi chirurgicznych ogólnych, kształty i wielkość części roboczych oraz chwytowych
ulegały modyfikacjom w zależności od miejsca użycia);
weterynaryjne (służą do operowania zwierząt, odznaczają się dużą różnorodnością cech
geometrycznych ze względu na zróżnicowaną wielkość zwierząt);
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
31
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Powyżej wymieniono tylko te najważniejsze kryteria podziału narzędzi chirurgicznych. Jest jeszcze
wiele innych, dokonywanych opierając się na ich cechach funkcjonalno – konstrukcyjnych.
Analizując podział funkcjonalny narzędzi chirurgicznych można wyróżnić [41]:
narzędzia tnące (służą do krwawego rozdzielania tkanek);
narzędzia chwytające (umożliwiają uchwycenie i przytrzymanie w określonym celu
wybranej tkanki lub materiałów pomocniczych);
narzędzia przemieszczające (rozwierające, podnoszące);
narzędzia kłujące (służą do nakłuwania tkanek w celach diagnostycznych lub zabiegowych);
inne – narzędzia uderzające, zgłębiające, naciągające;
Warunki użytkowania instrumentarium medycznego decydują o doborze tworzyw stosowanych do
wyrobu poszczególnych elementów składowych narzędzi, tak by ich eksploatacja spełniała wymogi
funkcjonalności, bezpieczeństwa i niezawodności. Właściwy dobór materiałów na instrumentarium
wynika ze spełnienia kryteriów, które powinny zapewnić [40]:
odporność na korozję w warunkach użytkowania;
odpowiedni zespół własności mechanicznych;
niezawodność pracy i stabilność własności w określonym czasie eksploatacji;
Doboru materiałów na elementy narzędzi dokonać można wykorzystując normę
PN-EN 10088-1:1998 [42], która obejmuje wszystkie gatunki stali odpornych na korozję. Norma ta
zawiera różne gatunki odpowiadające swym składem chemicznym stalom zalecanym do
stosowania na narzędzia chirurgiczne przez normę ISO [43].
Stale na narzędzia chirurgiczne wywodzące się z grupy wysokostopowych stali odpornych na
korozję sklasyfikowane zostały w trzech zasadniczych grupach. Klasyfikacja uwzględnia kryterium
struktury w stanie użytkowania i wyróżnia następujące grupy [40]:
stale martenzytyczne;
stale ferrytyczne;
stale austenityczne;
Stale te posiadają jako główne składniki chrom, nikiel i mangan, a także molibden, krzem i wanad
jako pozostałe dodatki stopowe, różnią się miedzy sobą w zasadniczy sposób stężeniem węgla.
Dokładne omówienie powyższych grup materiałów zostało przeprowadzone w rozdziale VI.
Narzędzia chirurgiczne należą do grupy narzędzi najczęściej stosowanych w praktyce klinicznej.
Analizując budowę można wyróżnić następujące ich elementy składowe [41]:
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
32
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
część roboczą – element narzędzia bezpośrednio czynny w trakcie zabiegu oraz stykający
się z tkankami lub materiałami pomocniczymi, które stosowane są podczas operacji
(tampony, igły do szycia) (Rys. 12 -14);
część chwytową (rękojeść) – część służącą do trzymania narzędzia palcami, całą dłonią lub
oburącz w trakcie wykonywania zabiegu, przy jednoczesnym wykonywaniu określonych
czynności roboczych (Rys. 15 i 16);
złącze – spełnia funkcję łącznika części roboczej i chwytowej, umożliwiając jednocześnie
przeniesienie napędu (siły ręki lub palców) na operowane tkanki w celu ich przytrzymania,
cięcia lub przekłucia (Rys. 17);
elementy specjalne – zalicza się do nich zapadki oraz elementy sprężyste, które nie
występują we wszystkich narzędziach (Rys. 18);
Rys. 12. Przykłady narzędzi chirurgicznych o ostrych częściach roboczych: a) nóż chirurgiczny typu Virchow, b)
odgryzacz kostny typu Mead, c) kleszcze do ciecia kości typu Cleveland [44]
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
33
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Rys. 13. Przykłady narzędzi chirurgicznych o gładkich częściach roboczych: a) hak chirurgiczny trójłyżkowy typu
Collin, b) łopatka jelitowa typu Reverdin [44]
Rys. 14. Przykłady narzędzi chirurgicznych o częściach roboczych z nacięciami: a) kleszczyki naczyniowe typu
Overholt – Martin, b) igłotrzymacz typu Crile [44]
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
34
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Rys. 15. Przykłady uchwytów narzędzi chirurgicznych jednoczęściowych: a) hak chirurgiczny typu Mikulicz, b)
skalpel, c) skrobaczka kostna typu Bruns [44]
Rys. 16. Przykłady uchwytów narzędzi chirurgicznych dwuczęściowych: a) kleszcze porodowe McLean – Luikart, b)
pinceta typu Standard, c) nożyczki chirurgiczne typu Mayo – Stille, d) kleszcze do cięcia kości typu Stille – Liston [44]
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
35
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Rys. 17. Zastosowanie złącza prostego do połączenia rękojeści skalpela z wymiennym brzeszczotem [44]
Rys. 18. Przykłady narzędzi dwuczęściowych wyposażonych w elementy specjalne: a) sprężyna płaska w kleszczach
do trzymania odłamów kostnych typu Frosch, b) sprężyna płaska w kleszczach do ciecia kości typu Markwalder, c)
sprężyna płaska podwójna w igłotrzymaczu typu Hösel, d) sprężyna naciskowa w zaciskaczu do naczyń
krwionośnych typu Buldog [41,44]
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
36
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
5. Techniki inżynierii powierzchni
5.1. Techniki wytwarzania
W celu poprawy właściwości i wydłużenia czasu eksploatacji implantowanych biomateriałów
wykorzystuje się szereg technik inżynierii powierzchni. Metody chemiczne, fizyczne i mechaniczne,
umożliwiają odpowiedni dobór składu chemicznego, struktury i funkcji biologicznych warstwy
wierzchniej. Należą do nich:
obróbki jarzeniowe,
technologie laserowe (PLD-Pulsed Laser Deposition),
metody zol-żel,
metody nanoszenia z fazy gazowej PVD (Physical Vapour Deposition) lub
CVD (Chemical Vapour Deposition),
procesy natryskiwania cieplnego (Plasma Spraying),
elektroforeza,
wytwarzanie warstw kompozytowych w procesach dwustopniowych.
Powłoki metalowe wytwarza się najczęściej metodą: galwaniczną, zanurzeniową, natryskową,
przez platerowanie, implantacja jonów, techniki laserowe. Wszystkie otrzymywane warstewki
powinny spełniać określone wymagania, muszą być szczelne, nieprzepuszczalne, powinny posiadać
dobrą przyczepność do podłoża i zdolność krycia powierzchni. Istotną rolę dla uzyskania powłok
odpowiedniej jakości odgrywa dokładne przygotowanie powierzchni pokrywanego metalu oraz
przestrzeganie warunków technologicznych procesu nanoszenia warstwy. Przygotowanie
powierzchni polega na oczyszczaniu, tj usunięciu zanieczyszczeń, zgorzeliny, produktów korozji,
usunięciu nierówności ewentualnie nadanie odpowiedniej gładkości, oraz odtłuszczanie.
Bezpośrednio po tych zabiegach powinny być nakładane warstwy, aby nie dopuścić do pokrycia się
oczyszczonej powierzchni produktami korozji [45].
Obróbki jarzeniowe
Wiadomo, że tytan ma duże powinowactwo chemiczne do azotu, tlenu i węgla, szczególnie gdy
występują one w postaci atomowej, co ma miejsce w warunkach wyładowania jarzeniowego [46].
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
37
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Rys. 19. Schemat urządzenia do azotowania jarzeniowego: 1 - komora, 2 - zasilacz
elektryczny, 3 - wsad, 4 - dozownik gazów, 5 - pompa próżniowa [47]
Przez obróbki jarzeniowe należy rozumieć zarówno technologie azotowania, węgloazotowania, jak
też procesy borowania, nawęglania [48], czy też metody PACVD (Plasma Assisted Chemical Vapour
Deposition), tj. osadzania warstw powierzchniowych z fazy gazowej z udziałem reakcji chemicznych
w warunkach aktywacji elektrycznej środowiska gazowego, mające na celu wytworzenie twardych
warstw powierzchniowych, m.in. węglików, azotków, borków, tlenków pierwiastków metali
przejściowych [46]. Różne parametry procesu, ze względu na różne stosowane mieszaniny gazowe,
umożliwiają modyfikację składu chemicznego, fazowego, a także morfologii powierzchni, które w
istotny sposób wpływają na biozgodność i adhezję narastającej tkanki.
Najbardziej znany i szeroko stosowany w przemyśle jest proces azotowania jarzeniowego, którego
schemat przedstawia Rys. 19. Istotą procesu jest wprowadzenie do warstwy wierzchniej azotu,
który wiąże się z żelazem oraz dodatkami stopowymi, zwłaszcza aluminium, tworząc dyfuzyjną
warstewkę azotków. Największą rolę w tworzeniu warstwy odgrywają azot atomowy i jony N+ i N2+
[46]. Otrzymana warstewka charakteryzuje się dobrą przyczepnością, odpornością na ścieranie,
twardością powierzchniową od 1200÷2300 HV0.02. Grubość warstw otrzymywanych w
temperaturze 730°C kształtuje się w granicach 12÷15 μm, w 850°C około 45 μm, a w 1000°C - 55
μm, zaś węgloazotowanych około 45 μm po 4 godz. obróbki [49]. Chropowatość, która jest
istotnym czynnikiem wpływającym na proces przylegania i wzrostu tkanki, zawiera się w granicach
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
38
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
1,5÷3,2 μm,w zależności od temperatury procesu. Najniższą chropowatością charakteryzują się
warstwy wytwarzane w temperaturze 730°C [50].
Technologie laserowe
Obróbka laserowa znajduje coraz szersze zastosowanie w przemyśle, a także w medycynie.
Promieniowanie laserowe może być wykorzystywane do oczyszczania powierzchni, hartowania,
przetapiania, stopowania powierzchniowego, azotowania, nawęglania, naborowywania itd. Za
pomocą promieniowania impulsowego o wysokim natężeniu (109 – 1010 W/cm2) można łatwo
generować fale uderzeniowe w ciałach stałych [51 - 53]. Jedną z metod modyfikacji warstwy
wierzchniej jest laserowe nadtapianie powierzchni z jednoczesnym domieszkowaniem
pierwiastków chemicznych lub faz. W zależności od sposobu nanoszenia materiału proces
laserowego nadtapiania powłok może być przeprowadzony dwustopniowo lub jednostopniowo.
Rys. 2. Przykłady zastosowania obróbki laserowej
Metoda zol-żel
Proces wytwarzania materiałów ceramicznych polegający na przejściu układu z ciekłego zolu
(zazwyczaj koloidalnego) w fazę stałego żelu , umożliwiający wytwarzanie ceramiki w rozmaitych
postaciach. Schemat przemian możliwych do wykonania w procesie zol-żel przedstawia Rys. 21. W
przypadku biomateriałów prace dotyczące tej metody koncentrują się głównie nad bioceramikami
bazującymi na Al2O3, a także na powłokach zawierających amorficzne i krystaliczne fosforany
wapnia. Uzyskana powłoka ma grubość ok 1 μm.
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
39
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Rys. 21. Schemat przemian możliwych do wykonania w procesie zol-żel
Do zalet metody zel-żel należą:
- dokładne sterowanie mikrostrukturą naniesionej powłoki, objętością i wielkością porów,
- we wszystkich etapach otrzymywania materiału ceramicznego nie ma potrzeby stosowania
wysokich temperatur,
- odpowiednio przeprowadzona obróbka cieplna daje gwarancję dobrej przyczepności ceramiki do
podłoża,
- możliwość nanoszenia powłok jedno- i wieloskładnikowych.
Największą zaletą powłok otrzymywanych metodą zol-żel jest możliwość samorzutnego tworzenia
się warstewek hydroksyapatytu w kontakcie z płynem fizjologicznym.
Pomimo licznych zalet do głównych wad metody zol-żel należą:
- wysoki koszt surowca,
- duży skurcz podczas obróbki,
- pozostałości grup hydroksylowych i węgla [54].
Metody natryskiwania cieplnego
Metoda natryskiwania cieplnego polega na stopieniu i rozpyleniu metalu powłokowego na drobne
cząstki w specjalnym urządzeniu – palniku do natryskiwania, a następnie nadaniu im takiej
prędkości przy wylocie z palnika, aby uderzając w pokrywaną powierzchnię miały energię
wystarczającą do przyczepienia się do niej [45]. Schemat tworzenia się powłoki natryskiwanej
cieplnie przedstawia Rys. 22. Źródłem ciepła niezbędnym do stopienia metalu w postaci drutu,
proszku lub taśmy, może być płomień gazu, łuk elektryczny lub łuk plazmowy. Metoda
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
40
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
natryskiwania cieplnego znalazła zastosowanie przede wszystkim do nanoszenia powłok
hydroksyapatytowych na implantach kostnych.
W metodzie tej duży problem stanowi zapewnienie dobrej przyczepności powłoki hydroksyapatytu
do implantu tytanowego. Również odpowiedni dobór warunków uzyskiwania warstewki
hydroksyapatytu stanowi istotny problem; materiał pod wpływem wysokich temperatur w zakresie
ziarnistości od 20-120 μm ulega przynajmniej powierzchniowemu nadtopieniu, a uzyskane warstwy
są niejednorodne pod względem składu fazowego i zawierają, niekorzystnie wpływające na
trwałość powłok hydroksyapatytowych, amorficzne fosforany wapnia.
Rys. 22. Schemat tworzenia się powłoki natryskiwanej cieplnie, 1- lot cząstki w kierunku natryskiwanej
powierzchni, 2- cząstki metalu i warstewek tlenkowych tworzące natryskiwaną powłokę [45]
W zależności od użytej technologii natryskiwania i urządzenia, nałożone powłoki hydroksyapatytu
mogą mieć grubość od 0,05 do 0,2 mm w jednym przejściu. Uzyskiwane warstewki łączą wysoką
wytrzymałość mechaniczną implantów, z bardzo dobrą biozgodnością i bioaktywnością. Powłoki
zawierające węgliki chromu, tytanu i wolframu z metaliczną osnową charakteryzują się wysoką
odpornością na zużycie ścierne, abrazyjne i erozyjne [55]. W wyniku obróbki cieplnej,
przeprowadzanej po natryskiwaniu plazmowym, polegającej na wygrzewaniu w temperaturze
950°C, kształtuje się strukturę i właściwości powłok hydroksyapatytowych. W wyniku tej obróbki w
powłoce wzrasta zawartość fosforanów wapnia. Jednocześnie tak otrzymana powłoka
hydroksyapatytu o grubości ok 100 μm zapewnia odizolowanie się tkanek od składników
metalicznego implantu.
Metody PVD
Techniki PVD (Physical Vapour Deposition) opierają się na wykorzystaniu różnych zjawisk fizycznych
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
41
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
przebiegających w obniżonym ciśnieniu pozwalających na utworzenie się nowej warstwy (Rys. 23).
Odparowany w drodze ablacji materiał ceramiczny o dużej biozgodności kieruje się w postaci strugi
na podłoże, którym jest implant, wytwarzając cienką, biozgodną powłokę o dobrej przyczepności
[49]. Powstaje ona w wyniku naparowania bądź napylenia uzyskanych wcześniej par metali lub
stopów. Technika ta pozwala tworzyć bardzo zróżnicowane warstwy przy użyciu najrozmaitszych
pierwiastków, a także zapewnia wysoką przyczepność wytwarzanych powłok do podłoża.
Rys. 23. Schemat procesu PVD – nanoszenie warstw Al przez odparowanie
grzaniem oporowym stałego Al w próżni
Charakteryzują się one na ogół dużą twardością, zwiększoną kruchością, odpornością na
temperaturę i zużycie tribologiczne. Połączenie naniesionej powłoki i podłoża ma charakter
adhezyjny i zależy od czystości podłoża, dlatego też stosuje się chemiczne (zgrubne) i jonowe
(dokładne) metody oczyszczania powierzchni.
Metody CVD
Techniki CVD (Chemical Vapour Deposition) polegające na osadzaniu warstwy z fazy gazowej z
udziałem reakcji chemicznych stosuje się dla wytworzenia warstw antyściernych i antykorozyjnych
[49]. Są to procesy wysokotemperaturowe pozwalające na wytworzenie takich warstw jak: węglik
tytanu TiC, azotek tytanu TiN, a także szeregu warstw wieloskładnikowych lub kompozytowych.
W technologiach CVD warstwy powstają dzięki procesom chemicznym zachodzącym w gazach
dostarczanych z zewnętrz (pod ciśnieniem atmosferycznym lub niewiele obniżonym) do komory
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
42
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
reakcyjnej.
Istotne jest, że do aktywacji syntezy TiN konieczna jest bardzo wysoka temperatura, w granicach
950-1100°C. Ogranicza to rodzaje podłoża, na które mogą być nanoszone warstwy węglików
spiekanych.
Prekursory w formie gazu lub pary doprowadza się do komory reaktora najczęściej za pomocą tzw.
gazów nośnych obojętnych (np. argon, hel) lub gazów nośnych, które mogą brać udział w reakcjach
chemicznych prowadzących do powstania warstw (np. azot, metan, wodór, amoniak) lub
mieszaniny tych gazów. Przykładowe zastosowanie: nanoszenie warstw azotku tytanu (TiN) lub
węglika tytanu (TiC) na powierzchnię narzędzi skrawających wykonanych z węglików spiekanych.
Warstwy te mają bardzo wysoką twardość oraz odporność na ścieranie, przez co diametralnie
zwiększają żywotność narzędzi. Uwaga - metoda CVD nie sprawdza się w przypadku gotowych
narzędzi wykonanych ze stali narzędziowych. Stale te są już obrobione cieplnie, tak więc
długotrwałe oddziaływanie temperatury występującej w procesie CVD wpływa niekorzystnie na ich
strukturę. W takim przypadku stosuje się metodę PVD.
Elektroforeza
Elektroforeza jest zjawiskiem elektrokinetycznym, w którym pod wpływem przyłożonego pola
elektrycznego przemieszczają się makrocząsteczki obdarzone niezrównoważonym ładunkiem
elektrycznym. Prędkość przemieszczania się naładowanej elektrycznie makrocząsteczki zależy od
jej ładunku, rozmiaru, kształtu oraz oporów ruchu środowiska.
Wykorzystując te zależności można dokonać szybkiej separacji różnych makrocząsteczek przy
zastosowaniu stosunkowo prostych urządzeń i przy relatywnie niskim nakładzie kosztów. Te
względy zadecydowały o powszechności zastosowań technik elektroforetycznych.
Istotnymi czynnikami wpływającymi na przebieg procesu elektroforezy są właściwości elektrolitu,
tj. jego siła jonowa oraz wartość pH. W początkowej fazie, gdy odległości pomiędzy jonami są
duże, obserwuje się wzrost przewodności jonowej elektrolitu związany ze wzrostem liczby
nośników ładunku elektrycznego. Jednak dalszy wzrost siły jonowej prowadzi do tak dużego
zagęszczenia jonów, że decydującą rolę w ich ruchu w polu elektrycznym zaczyna odgrywać tarcie
występujące pomiędzy jonami. Przewodnictwo elektryczne elektrolitu w tych warunkach znacznie
spada. Dlatego ważnym czynnikiem jest skład elektrolitu. Przy zbyt wysokim stężeniu jonów
następuje ograniczenie ich ruchliwości, przy zbyt niskim można zaobserwować niedobór nośników
ładunku elektrycznego i związany z tym wzrost oporności elektrycznej [56].
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
43
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Kolejnym elementem wpływającym na proces elektroforezy są parametry elektryczne, dzięki
którym zachodzi cały proces. Siła, z jaką pole to oddziałuje na ładunek elektryczny jonu, jest
proporcjonalna do natężenia tego pola (E [V/m]), a ta wielkość jest z kolei proporcjonalna do
napięcia U [V] przyłożonego do elektrod. W wyniku procesu wydziela się ciepło, który stanowi
poważny problem. Utrzymywanie temperatury na zadanym poziomie, odpowiednim dla danego
procesu, jest konieczne dla osiągnięcia zadowalających i powtarzalnych rezultatów
elektroforetycznej separacji makromolekuł. Uwolnione ciepło może przyczynić się do powstawania
prądów konwekcyjnych w całej objętości i, co za tym idzie, mogą pojawiać się nieregularności w
sieciowaniu i porowatości nośnika.
Powłoki hybrydowe
Łagodne warunki procesu zol-żel, a w szczególności niska temperatura, umożliwiają wprowadzenie
molekuł organicznych do sieci nieorganicznej. Obecność fazy organicznej i nieorganicznej
wymieszanych na poziomie molekularnym lub w skali nanometrycznej, stała się podstawą
zdefiniowania nowej klasy materiałów, tzw. hybrydowych organiczno –nieorganicznych
nanokompozytów. Organiczno-nieorganiczne materiały hybrydowe otrzymane metodą zol-żel
znane są również pod takimi nazwami jak ORMOSILs (ORganically MOdified SILicates) lub
ORMOCERs (ORganically Modified CERamics).
Istotną zaletą materiałów hybrydowych jest unikalna kombinacja właściwości, których nie można
osiągnąć w tradycyjnych kompozytach (w skali makro), czy też w konwencjonalnych materiałach.
Szkielet nieorganiczny może być modyfikowany poprzez użycie alkoholanów krzemu, metali grup
głównych, czy też metali grup przejściowych, co wpływa głównie na właściwości mechaniczne,
optyczne i termiczne materiału. Natomiast część organiczna odpowiadająca za elastyczność i
przetwarzalność materiałów, może być modyfikowana przez selektywny wybór z licznie
dostępnych alkoksysilanów, organicznych monomerów czy polimerów.
5.2. Metody pasywacji powierzchni biomateriałów
Dobre właściwości biomateriały metalowe zawdzięczają m.in. warstwie szczelnie przylegającej
warstwie tlenków - warstewce pasywnej, która samorzutnie powstaje na powierzchni metalu. Stan
podwyższonej odporności korozyjnej metalu aktywnego w wyniku utworzenia na powierzchni
stabilnej, w określonych środowiskach, pH, oraz przy danym potencjale, warstewki produktów
korozji określa się mianem pasywności. Występuje również definicja pasywności, określająca
pasywność jako zmianę elektrochemicznych własności metali i stopów, wynikającą z przejścia ze
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
44
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
stanu aktywnego w mniej aktywny, zbliżony do metali szlachetnych [37]. Wolfram, chrom,
molibden, tytan i cyrkon stanowią przykład metali pasywujących się, tworzących na powierzchni
metalu niewidoczną warstewkę tlenków.
Rys. 24. Krzywa polaryzacji żelaza w kwasie siarkowym [57]
Wpływ warstewki pasywnej na korozję metalu można ujawnić przy pomocy tzw. Krzywych
polaryzacji. Uzyskuje się je prowadząc badania w ogniwie galwanicznym, w którym jedną z elektrod
stanowi badany metal, drugą zaś jest elektroda niekorodująca (np. platyna). Na Rys. 24 pokazana
jest krzywa zmiany gęstości prądu pod wpływem polaryzacji (zmiany potencjału badanej elektrody)
powodująca przesunięcie potencjału dodatniego w kierunku dodatnim (0,5-2 V). Istnienie obszaru
o bardzo małej gęstości prądu wyjaśniane jest utworzeniem warstewki pasywnej, stanowiącej
barierę uniemożliwiającą przebieg reakcji elektrochemicznej korozji.
Elektrochemiczne własności chromu są zbliżone do właściwości Fe, jednakże różnią się w
zdecydowanie potencjałem pasywacji, który dla chromu jest znacznie niższy. Cr pasywuje się
znacznie szybciej niż Fe. W przypadku stali odpornej na korozję następuje bardzo łatwa pasywacja ,
która wywołana jest obecnością chromu i niklu, tworzących szybko szczelne tlenki. Stal uzyskuje
zdolność pasywacji przy zawartości 12-16 %Cr, przy której następuje przesunięcie potencjału
pasywacji do wartości typowych dla chromu. Na poprawę odporności na korozję ma wpływ prąd
korozyjny, który jest stukrotnie mniejszy niż w przypadku czystego żelaza. Pierwszym etapem
procesu pasywacji jest najprawdopodobniej uzyskanie chemisorpcyjnej warstewki tlenku. Uzyskana
grubość pasywnych warstewek tlenków wynosi od kilku do kilkunastu lub kilkudziesięciu
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
45
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
nanometrów, ale sztuczna pasywacja może doprowadzić nawet do warstw znacznie grubszych.
Na tytanie i jego stopach samorzutnie tworzy się zwarta i jednorodna warstewka tlenkowa,
charakteryzująca się niskim przewodnictwem elektrycznym, termodynamiczną stabilnością i słabą
tendencją do przechodzenia w stan jonowy. Zapewnia wysoką odporność na korozję, a jej grubość
nie przekracza 10 nm. W celu ujednorodnienia warstewki tlenku tytanu i wzrostu odporności na
działanie biologicznego środowiska, stopy tytanu poddawane są zabiegom uszlachetniania, które
składają się z jednego lub wielu zabiegów obróbki powierzchni. Do tych zabiegów należy:
polerowanie, anodowanie, pasywacja, azotowanie, pokrywanie powłokami diamentopochodnymi
oraz hydroksyapatytowymi [58, 59]. Obróbki te warunkują odpowiednią grubość, chropowatość
oraz topografię warstw tlenkowych powstałych na stopach tytanu.
Utlenianie elektrochemiczne
Niekorzystnw, ze względu na możliwość rozwoju korozji szczelinowej, jest wykończenie elementów
tytanowych na połysk lustrzany. Natomiast w wyniku anodowania uzyskuje się warstwę pasywną,
najczęściej tlenkową, na powierzchni metali i stopów. Proces anodowania jest procesem
wytwarzania warstw pasywnych na powierzchni metalu lub stopu i przeprowadzany jest w
środowisku wodnych elektrolitów i jednoczesnego oddziaływania pola elektrycznego. Schemat
procesu anodowania przedstawia rys. 25.
Rys. 25. Schemat procesu anodowania
Utlenianie anodowe można przeprowadzić trzema metodami:
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
46
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
metodą galwanostatyczną (utlenianie przy stałej gęstości prądu),
metoda potencjostatyczną (przy stałej wartości potencjału),
metodą kombinowaną (początkowo przy stałym prądzie, a następnie w warunkach
potencjostatycznych).
Struktura i właściwości warstw tlenkowych powstałych w wyniku utleniania zależą od:
metody wytwarzania i parametrów procesu,
rodzaju elektrolitu,
temperatury,
czasu utleniania.
Wytworzona warstwa pasywna składa się z części wewnętrznej, którą stanowią
niestechiometryczne tlenki typu TiO2-X i zewnętrznej części warstwy, którą stanowi amorficzny
TiO2 [49]. Warstwy tlenkowe uzyskane na tytanie wykazują słabą tendencję do przechodzenia w
stan jonowy w roztworach wodnych, niskim przewodnictwem elektrycznym i termodynamiczną
stabilnością [60].
Rys. 26. Morfologia powierzchni tytanu po utlenianiu anodowym przy 50A/m2, 340V [61]
Głównym czynnikiem wpływającym na szybkość formowania warstwy anodowej jest pole
elektryczne. Warstwy tlenkowe uzyskane przy napięciach niższych od 20 V są amorficzne,
natomiast w przypadku napięcia powyżej 45 V uzyskiwane są struktury mikrokrystaliczne – anataz,
brukit i rutyl [61]. Warstwy porowate (Rys. 26) uzyskiwane są w wyniku zjawiska iskrzenia
występującego podczas procesu anodowania [61, 62].
Stosowane napięcie wpływa na uzyskaną grubość warstwy tlenkowej [62], natomiast od użytego
elektrolitu zależy szybkość narastania warstwy tlenkowej, będąca wypadkową szybkości reakcji
tworzenia się warstwy tlenkowej i szybkości rozpuszczania produktów utleniania [63]. Badania
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
47
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
wykazały [59], że w przypadku środowisk kwaśnych (H3PO4, H2SO4) szybkość narastania warstwy
tlenkowej jest większa niż w roztworach alkalicznych (np.: NaOH, Ca(OH)2). Skład chemiczny
stosowanego elektrolitu ma istotny wpływ na skład chemiczny warstwy tlenkowej uzyskanej na
stopie tytanu. W przypadku, gdy elektrolitem jest kwas siarkowy, w warstwie występuje siarka
[64], natomiast gdy elektrolitem jest kwas fosforowy, wówczas w warstwie pojawia się fosfor [59,
65, 66]. Istotnym czynnikiem mającym wpływ na skład chemiczny warstwy tlenkowej jest skład
chemiczny podłoża. W wyniku zastosowania stopu tytanu Ti6Al4V w składzie chemicznym warstwy
tlenkowej występowały Al2O5 i V2O5 [67].
Od parametrów anodowania – grubości, struktury warstewki i jej własności elektrochemicznych,
zależy odporność korozyjna stopów tytanu. Najważniejszym czynnikiem wpływającym na
odporność korozyjną jest grubość warstewki utlenionej. Istnieją rozbieżne teorie dotyczące
wpływu grubości warstewki utlenionej na odporność korozyjną.
Istotnym czynnikiem, w przypadku otrzymywania warstw porowatych, jest wielkość mikroporów,
które wpływają korzystnie na wzrost twardości i chropowatości ułatwiając narastanie tkanki.
Utlenianie chemiczne
Utlenianie chemiczne jest spowodowane oddziaływaniem suchych gazów lub cieczy
nieprzewodzących prądu elektrycznego. Proces ten, w odróżnieniu od korozji elektrochemicznej,
przebiega w suchych gazach bez udziału elektrolitu. Podwyższone i wysokie temperatury
przyspieszają proces utleniania chemicznego dzięki dyfuzji jednego lub obu reagujących
substratów przez warstwę produktu. Uzyskane w ten sposób produkty korozji tworzące się na
powierzchni metali mogą być w stanie ciekłym, lotnym i gazowym, niemniej jednak ciekłe i gazowe
produkty utleniania występują sporadycznie, głównie uzyskiwane są stałe produkty tego procesu.
W pewnych warunkach proces utleniania może zachodzić również w głębi fazy metalicznej, w
wyniku rozpuszczania się w niej utleniacza; ten proces nazywa się utlenianiem wewnętrznym.
Jeżeli tworząca się na powierzchni metalu warstwa produktu reakcji przekracza już w pierwszych
sekundach powstawania grubość rzędu 100 nm, to określa się ją nazwą zgorzeliny. Jeżeli natomiast
przebieg procesu utleniania jest bardzo powolny, tak, że po upływie bardzo długiego czasu – rzędu
setek godzin – grubość warstewki produktu nie osiąga tej wartości krytycznej, to określa się ją
nazwą warstwy nalotowej. Na ogół warstwy nalotowe są zwarte i jednofazowe na całym przekroju,
a zgorzeliny – zarówno na metalach czystych, jak i stopach – wykazują budowę wielowarstwową
[68].
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
48
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Przykładem utleniania chemicznego jest wodór powodujący „chorobę wodorową miedzi”, gdy
wnika do metalu zawierającego zanieczyszczenia tlenowe (np. Cu2O). Wytworzona w trakcie
redukcji para wodna dąży do wydobycia się z metalu i wywołuje pęknięcia.
Dwutlenek siarki i siarkowodór atakują m.in. srebro, miedź i nikiel. Powietrze i gazy spalinowe
mogą wywołać odwęglanie stali i jej utlenienie.
W układzie fazowym metal – tlenek powierzchnia graniczna działa jako anoda (reakcja Me →
Me2+ + 2e-), a zewnętrzna część warstwy tlenkowej – jako katoda (reakcja ½O2 + 2e- → O2-),
natomiast cała warstwa tlenkowa będąc półprzewodnikiem spełnia jednocześnie rolę obwodu
zewnętrznego i roztworu elektrolitu w tym ogniwie. Przebieg takiej reakcji zależy w dużym stopniu
od prężności dysocjacji (rozpadu) tlenku, będącej miarą trwałości tlenku. Własności powstałych
warstewek na metalach, a zwłaszcza jej szczelność decydują o szybkości korozji gazowej na metalu.
Czas reakcji, temperatura i ciśnienie środowiska utleniającego determinują szybkość i charakter
przebiegu tworzenia się zgorzeliny. Jeżeli proces utleniania przebiega pod ciśnieniem nie
przekraczającym prężności rozkładowej związku o wyższym stopniu utleniania metalu, to
zgorzelina jest jednofazowa. W tej samej jednak temperaturze, lecz przy ciśnieniu odpowiednio
wyższym, tworzyć się może zgorzelina dwufazowa lub nawet trójfazowa.
Zależność grubości warstwy tlenkowej tworzącej się na metalu w czasie t opisują równania
przedstawione w formie wykresu na Rys. 27.
Rys. 27. Schemat praw kinematycznych utleniania metali ; Δm- przyrost masy związanego
utleniacza , S-powierzchnia próbki metalu, t-czas [69]
O przebiegu wzrostu warstwy decyduje względna grubość warstwy i częściowo wartość stosunku
Vp/Vm, gdzie Vp jest objętością produktu reakcji, a Vm objętością metalu. Jeżeli wartość stosunku
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
49
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Vp/Vm > 1, tworzą się warstwy o charakterze ochronnym, a wzrostowi warstwy towarzyszą
naprężenia ściskające sprzyjające utrzymaniu własności ochronnych. Jeśli natomiast Vp/Vm < 1
powstające warstwy nie mają charakteru ochronnego, w tym przypadku we wzroście warstwy
uczestniczą naprężenia rozciągające sprzyjające pękaniu.
Utlenianie hydrotermalne
Metoda hydrotermalna jest najogólniej definiowana jako heterogeniczna reakcja chemiczna
zachodząca w układzie zamkniętym pod ciśnieniem rozpuszczalnika, którym może być woda lub
rozpuszczalnik niewodny [70]. Inna definicja definiuje proces hydrotermalny jako heterogeniczną
reakcję chemiczną przebiegającą w zamkniętym systemie poniżej temperatury pokojowej i pod
ciśnieniem wody lub rozpuszczalnika niewodnego powyżej 0,1 MPa [71].
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
50
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
6. Dezynfekcja i sterylizacja
6.1. Dezynfekcja
Dezynfekcja (po polsku dosłownie oznacza odkażanie) jest to postępowanie mające na celu
maksymalne zmniejszenie liczby drobnoustrojów w odkażanym materiale [72]. Dezynfekcja niszczy
formy wegetatywne mikroorganizmów, a nie zawsze usuwa formy przetrwalnikowe.
Zdezynfekowany materiał nie musi być jałowy. Dezynfekcja, w przeciwieństwie do antyseptyki
dotyczy przedmiotów i powierzchni użytkowych.
Dezynfekcja polega na usunięciu drobnoustrojów za pomocą środków chemicznych [72, 73].
Skuteczność danego środka dezynfekcyjnego zależy od różnych czynników. Każdy czynnik musi
spełniać określone wymagania takie, jak: silnie działanie przeciwdrobnoustrojowe,
rozpuszczalność w wodzie, nietoksyczność dla człowieka i innych zwierząt, nieuleganie inaktywacji
przez połączenie ze związkami organicznymi, działanie w zakresie temperatur 20-40ºC, brak
właściwości niszczących metale, tkaniny itd., właściwości detergentowe, taniość.
Wyniki dezynfekcji zależą od trzech czynników [72]:
drobnoustroju – gatunek, liczba, aktywność fizjologiczna,
środka dezynfekcyjnego – właściwości chemiczne i fizyczne, stężenie, czas działania,
środowiska – temperatura, wilgotność, pH, obecność materii organicznej, poziom kationów
Ca2+ i Mn2+ itp.
Do dezynfekcji stosuje się metody fizyczne i chemiczne [72, 73].
Czynniki fizyczne używane do dezynfekcji to:
Para wodna - do dezynfekcji wcześniej oczyszczonego sprzętu, odzieży, unieszkodliwiania
odpadów, używa się pary wodnej w temperaturze 100-105 °C pod zmniejszonym ciśnieniem (0,5 -
0,45 atm). Pary wodnej pod normalnym ciśnieniem używa się od odkażania m.in. wyposażenia
sanitarnego.
Promieniowanie - do odkażania używa się promieni UV o długości fali 256 nm, które niszczą
drobnoustroje w powietrzu i na niezasłoniętych powierzchniach.
Czynniki chemiczne używane do dezynfekcji to:
czwartorzędowe sole amoniowe
alkohole, np. alkohol etylowy, alkohol izopropylowy
aldehydy, np. formaldehyd, aldehyd glutarowy
związki fenolowe, np. krezol, rezorcynol
biguanidy, np. chlorheksydyna
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
51
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
związki metali ciężkich, np. srebra, miedzi, rtęci
związki halogenowe, np. jodyna, chloramina, jodofory
fiolet krystaliczny (barwnik), mleczan etakrydyny (Rivanol)
utleniacze - nadtlenki, np. H2O2 lub nadmanganiany, np. nadmanganian potasu
tenzydy, np. mydła
kwasy i zasady.
Im dłuższy jest czas działania i stężenie środka dezynfekcyjnego, tym większa liczba
drobnoustrojów zostanie zniszczona. Ze względu na to, iż środki chemiczne zwykle nie działają w
środowisku suchym, ważny jest również stopień ich wilgotności, co jest szczególnie ważne w
dezynfekcji powietrza.
6.2. Sterylizacja
Niszczy ona całkowicie jakiekolwiek formy życia. Sterylizację rzadko przeprowadza się poprzez
stosowanie związków chemicznych. Jeśli już to jest to formaldehyd czy tlenek etylenu. Przeważnie
stosuje się jednak czynniki fizyczne [72].
Pasteryzacja polega na ogrzewaniu płynu do temp. 60-70ºC przez ok. 30min. Zabieg ten niszczy
wegetatywne formy bakterii, ale nie przetrwalniki. Stąd stosuje się metodę Tyndalla, która polega
na powtarzaniu pasteryzacji przez 3 dni. Wówczas formy przetrwane giną, jednak metoda czasem
zawodzi.
Gotowanie przeprowadza się w temperaturze 100ºC, nie zabija ono przetrwalników. Skuteczną
formą jest ogrzewanie w parze pod ciśnieniem w temp. 120ºC, wówczas giną i przetrwalniki.
Sterylizację tą metodą przeprowadza się w autoklawach.
Sterylizacja na sucho, to technika, którą przeprowadza się w temp. 170-180ºC w specjalnych
piecach. Tej metodzie podlega głównie szkło.
Wyżarzanie polega na wyjaławianiu przedmiotów w otwartym płomieniu, głównie przedmiotów
metalowych.
Filtracja jest to metoda polegająca na przesączaniu przez sączki, np. porcelanowe, szklane,
azbestowe lub z octanu celulozy; pory ich są małe, aby zatrzymać wszystkie bakterie.
Promieniowanie ultrafioletowe, którym sterylizuje się powierzchnie i powietrze. Nie można
jednak w ten sposób wyjaławiać opatrunków czy płynów, gdyż promienie UV są przenikliwe.
Promienie jonizujące i gamma stosowane są do sterylizacji na zimno, posiadają dużą
przenikliwość.
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
52
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
7. Materiały konstrukcyjne w zaopatrzeniu ortopedycznym
Stale oraz stopy z pamięcią kształtu należą do implantów krótkotrwałych, czyli takich, których
okres przebywania w organizmie nie powinien przekraczać dwóch lat. Stopy kobaltu oraz tytan i
jego stopy należą do implantów długotrwałych. Okres przebywania w organizmie stopów kobaltu
nie powinien przekraczać piętnastu lat, stopów tytanu zawierających wanad dwadzieścia do
dwudziestu pięciu lat, stopów bezwanadowych – ponad dwadzieścia pięć lat [13].
Interesującą grupą biomateriałów metalicznych są materiały z pamięcią kształtu. Przedstawicielem
tej grupy jest stop Ni-Ti „Nitinol”. Zjawisko pamięci kształtu polega na tym, że odkształcony
plastycznie w niższej temperaturze stop odzyskuje swój początkowy kształt w temperaturze
wyższej. Zjawisko to może być związane z [74, 75]:
jednokierunkowym efektem pamięci;
dwukierunkowym efektem pamięci;
pseudosprężystością.
W jednokierunkowym efekcie pamięci kształtu można wyróżnić dwa przypadki [74]:
1. przedmiot o pożądanym kształcie jest zbudowany z fazy macierzystej, zmienia przez
odkształcenie swą strukturę na martenzytyczną;
2. przedmiot o pożądanym kształcie jest zbudowany z fazy martenzytycznej utworzonej w
wyniku hartowania. Odkształcenie powoduje zmiany w strukturze martenzytycznej,
które przez ogrzanie usuwa się, doprowadzając strukturę do stanu początkowego.
Dwukierunkowy efekt pamięci kształtu to zjawisko cyklicznej zmiany kształtu wyłącznie w wyniku
zmian temperatury, przy czym kształt po każdym cyklu powraca do stanu wyjściowego [74, 75].
Zjawisko pseudosprężystości związane jest z odwracalną przemianą wywołaną naprężeniem
zewnętrznym [75].
Badania stopu Ni-Ti wykazały, że odporność korozyjna i biotolerancja odpowiada stali
austenitycznej [76]. Stop ten może być zatem stosowany na implanty krótkotrwałe, których okres
przebywania w organizmie nie przekracza dwóch lat [77, 78]. Obszar zastosowania implantów
metalicznych z pamięcią kształtu obejmuje: płytki do zespoleń dociskowych, pręty Harringtona do
leczenia skoliozy, igły śródszpikowe, klamry do osteosyntezy (Rys. 28), tulejki dystansowe do
kręgosłupa [79].
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
53
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Rys. 28. Klamry z pamięcią kształtu zastosowane w osteosyntezie [14]
Austenityczne stale odporne na korozję stanowią grupę tworzyw metalicznych, które zostały
najwcześniej przystosowane do implantowania w organizmie ludzkim. Najbardziej popularną stalą
jest stal chromowo-niklowo-molibdenowa.
Zawartość pierwiastków austenitotwórczych i ferrytotwórczych powinna być dobierana z
uwzględnieniem ich oddziaływania, na podstawie równoważników chromu i niklu tak, by austenit
był termodynamicznie trwały (Rys. 2) [80]. Wykres Schaefflera ilustruje rodzaj otrzymywanej
struktury w zależności od wartości równoważnika chromu i niklu. Obecność chromu w ilości
powyżej 13% zapewnia dodatni potencjał korozyjny i dobrą odporność korozyjną w środowiskach
utleniających. Ze wzrostem zawartości niklu wzrasta odporność na korozję naprężeniową.
Molibden, podobnie jak chrom, wpływa na zmniejszenie gęstości prądu pasywacji oraz na
zwiększenia odporności na korozję wżerową [81]. Duży nacisk kładzie się na czystość metalurgiczną
stali, dotyczy to w szczególności zawartości wtrąceń tlenkowych i siarczkowych oraz fosforu.
Zapewnienie odpowiedniej czystości metalurgicznej oraz składu chemicznego jest bowiem
podstawowym warunkiem poprawnego zachowania się implantu stalowego w środowisku
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
54
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
tkankowym, w tym odpowiedniej odporności korozyjnej oraz biotolerancji wszczepu. Stale typu
316L poddaje się przesycaniu w zakresie temperatur 1000-11000C, po którym wykazują stabilną
strukturę austenityczną o optymalnej wielkości ziarna bez śladu zawartości ferrytu, fazy sigma czy
węglików. W tym stanie jednak stale wykazują niską wytrzymałość na rozciąganie (Fn=200 MPa).
Zwiększenie wytrzymałości uzyskuje się poprzez przeróbkę plastyczną na zimno lub przez
zwiększenie zawartości azotu w stali [80, 81].
Rys. 29. Wykres Schaefflera uwzględniający równoważnik CrE i NiE [7]
Stale austenityczne stosowane w medycynie należą do biomateriałów metalicznych szczególnie
narażonych na niszczenie wskutek przebiegu procesów korozji naprężeniowej. Jest to związane z
ich najniższą, spośród wszystkich stosowanych w medycynie biomateriałów metalicznych,
odpornością na korozję elektrochemiczną w środowisku płynów ustrojowych oraz niższą niż m.in.
dla stopów tytanu, skłonnością do samopasywacji. Jednoczesne oddziaływanie środowiska
korozyjnego oraz naprężeń ściskających oraz rozciągających powoduje, że wytrzymałość implantu
stalowego zmniejsza się. Należy się spodziewać szybszego niszczenia elementów stalowych
stosowanych na podlegające dużym obciążeniom implanty stosowane m.in. w ortopedii,
traumatologii czy też w chirurgii twarzowo-szczękowej oraz wolniejszego niszczenia tych stali
stosowanych na elementy podlegające mniejszym obciążeniom, stosowane m.in. w kardiochirurgii
[79]. Rys. 30 przedstawia zestaw do stabilizacji zewnętrznej kości wykonany ze stali austenitycznej
typu 316L.
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
55
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Rys. 30. Zestaw do stabilizacji zewnętrznej kości [14]: a) jednostronne; b) dwustronnie utwierdzone; c) układ
trójkątny z wszczepami jednostronnie utwierdzonymi; d) układ trójkątny z wszczepami jedno- i dwustronnie
utwierdzonymi; e) układ półkołowy z wszczepami jedno- i dwustronnie utwierdzonymi; f) układ kołowy z
wszczepami dwustronnie utwierdzonymi
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
56
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
8. Materiały dla protetyki
Część ludzi w ciągu życia traci zęby, a niektórzy wszystkie. Przyczyny tego zjawiska są złożone;
urazy, nadmierne spożycie słodyczy, zaniedbania higieniczne to tylko niektóre z nich.
Konsekwencje utraty uzębienia są nieprzyjemne i dotyczą nie tylko estetyki ale także – co
oczywiste - komfortu życia.
Od wieków stomatologia poszukiwała najlepszych metod uzupełniania brakujących zębów.
Klasyczne postępowanie protetyczne pozwala uzupełnić za pomocą mostu braki w uzębieniu pod
warunkiem, że istnieją zęby, które po oszlifowaniu będą stanowić filary mostu, a ich korzenie
przejmą funkcję utraconych zębów. Okupione jest to jednak koniecznością nieodwracalnej
ingerencji w pozostałe uzębienie tak, by na nich udało się zamocować most. Sytuacja komplikuje
się, kiedy nie ma możliwości wykonania stałej protetyki klasycznej. Przykładem są braki skrzydłowe
jedno lub dwustronne (gdy brakuje tylnych zębów). W takiej sytuacji pozostaje wykonanie
ruchomej protezy.
Ekstremalną sytuacją jest całkowite bezzębie, zwłaszcza w żuchwie ( szczęce dolnej), gdyż wtedy
pomimo prawidłowego, a nawet "brylantowego" wykonania protezy pacjent odczuwa dyskomfort
i może nie być w stanie jej używać. Nawet bardzo skomplikowane metody, jak technika przestrzeni
neutralnej niekoniecznie kończą się sukcesem. Na szczęście nie jest to sytuacja bez wyjścia.
Problem ten da się rozwiązać za pomocą wszczepów (implantów) stomatologicznych.
Przełomu dokonano w latach sześćdziesiątych ubiegłego wieku w Szwecji, gdzie ortopeda prof. Per
Invar Branemark opracował pierwszy system wykorzystujący czysty tytan (Rys. 31) - metal
całkowicie obojętny dla organizmu. Tytan okazał się być doskonałym materiałem. Organizm nie
rozpoznaje go jako ciała obcego, a kość łączy się z nim bardzo mocno. Proces ten nazywamy
osteointegracją. Dzięki temu dentyści są w stanie rozwiązać problemy braków zębowych opierając
się na tytanowych korzeniach, które są funkcjonalnie bardzo podobne do tego, w co wyposażyła
nas natura [82].
W konwencjonalnych metodach niezbędne jest nacinanie błony śluzowej, odwarstwianie okostnej
i wiercenie w kościach wiertłami o coraz większej średnicy aż do uzyskania średnicy implantu.
W następstwie tych zabiegów, pacjent po ustąpieniu znieczulenia czuje się i wygląda jakby zszedł z
ringu bokserskiego.
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
57
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
W nowoczesnej technice nie trzeba rozcinać i rozwarstwiać, a przygotowanie łoża implantu
ogranicza się do użycia jednego cienkiego wiertła, którym nawet nie musimy osiągnąć głębokości,
na której chcemy umieścić implant, ponieważ nowoczesny implant jest samotnącą,
samogwintującą śrubą, która oczekiwaną przez lekarza głębokość osiągnie za pomocą ruchów
wkręcających kluczem.
Rys. 31. Nowoczesny tytanowy implant [83]
Kompresyjna technika wprowadzenia implantu przezdziąsłowo eliminuje wszechobecne w innych
systemach zjawisko "stożka resorpcji", wywołanego podczas zabiegu rozmaitymi narzędziami,
które zamiast otwierać drogę dla wszczepu, powodują ranę szarpano-tłuczoną, przenikanie
rozmaitych substancji (bakterii) do obszaru okołowszczepowego oraz przegrzanie, czego
konsekwencją jest martwica komórek kostnych (Rys. 32) [84].
Dzięki cechom żywej tkanki kostnej, takim jak elastyczność i pamięć, implant uzyskuje taką
stabilizację pierwotną, której nie może uzyskać implant przy stosowaniu starych metod.
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
58
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Rys. 32. Wypełnianie ubytków implantami
Protetyka stomatologiczna jest to dział stomatologii, którego celem jest rehabilitacja, czyli
odtworzenie utraconych funkcji żucia spowodowanych utratą zębów lub ich masywnym
uszkodzeniem. Do odtworzenia wykorzystuje się uzupełnienie protetyczne. Mogą one być stałe
(nie dające się usunąć z ust) lub ruchome (dające się wyjąć z ust).
Jeżeli doszło do utraty zębów, konieczne jest ich uzupełnienie. Każda nawet pojedyncza luka
stwarza bowiem zagrożenie dla sąsiadujących z nią zębów. Mają one tendencję do pochylania się,
a nawet przesuwania w kierunku wolnej przestrzeni. Ząb przeciwstawny wysuwa się z zębodołu,
staje się "dłuższy", a to z biegiem czasu może doprowadzić do jego utraty.
Większe braki w uzębieniu często są przyczyną patologicznego starcia pozostałych zębów, ich
rozchwiania, a także schorzeń stawów skroniowo -żuchwowych. Dlatego im wcześniej zostanie
wykonana proteza, tym lepiej.
W zależności od istniejących warunków w jamie ustnej, stosowane są różne rodzaje uzupełnień
protetycznych.
Wśród protez zębowych można wyróżnić dwie zasadnicze grupy:
- protezy stałe są to uzupełnienia trwale umocowane na zębach własnych pacjenta,
najczęściej za pomocą cementów. Do protez stałych należą: wkłady koronowe i koronowo -
korzeniowe, korony i mosty protetyczne.
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
59
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
- protezy ruchome to uzupełnienia wprowadzane do jamy ustnej i wyjmowane z niej przez
pacjenta. Są to: protezy szkieletowe, protezy nakładowe, częściowe i całkowite protezy osiadające.
Korony i mosty porcelanowe to stałe uzupełnienia protetyczne. Mówiąc w dużym uproszczeniu,
korona to zębowa "czapka", którą nakłada się na resztki prawdziwego zęba (uszkodzonego,
złamanego, martwego - ale po dokładnym wyleczeniu) i pokrywa odpowiednio dobraną pod kolor
warstwą porcelany. Jeśli korona odbiegałaby choć trochę barwą od pozostałych zębów, można ją
odpowiednio pomalować, nanieść naturalnie wyglądające przebarwienia.
Koronę można wykonać na pojedynczym zębie, można za jej pomocą także uzupełnić brakujący
ząb - wykonując tzw. most. Most to dwa filary i przęsło - czyli dwie korony na istniejących zębach i
korona w miejscu brakującego.
Nazwa most protetyczny jest blisko skojarzona z mostem nad rzeką, lecz w tym wypadku filarami
właśnie są zęby naturalne pacjenta, wkłady koronowo-korzeniowe lub implanty, zaś przęsło
stanowią odbudowane teraz, a usunięte wcześniej zęby. Dzięki najnowszym technologiom i
materiałom korony i mosty porcelanowe są najlepiej tolerowane przez pacjentów, którzy po
pewnym czasie "zapominają" o takim uzupełnieniu noszonym w ustach.
Wkłady koronowo-korzeniowe są to najczęściej metalowe elementy, na których w przyszłości będą
osadzone korony lub mosty. Zacementowane są na stałe w kanale korzenia zęba. Wykonuje się je
w przypadku znacznego zniszczenia części koronowej zęba jako trzon późniejszej odbudowy.
Warunkiem koniecznym do ich wykonania jest ocena stanu klinicznego korzeni zębów, a także ich
leczenie kanałowe. Mając zatem zachowane korzenie zębów, zawsze istnieje szansa, nawet przy
niewielkiej liczbie zębów, na lepszą i bardziej komfortową protezę. Wkłady koronowo-korzeniowe
mogą być wykorzystane również do wykonania na nich tzw. zatrzasków - doskonale mocujących
protezy w ustach, a przy tym całkowicie niewidocznych.
Licówki porcelanowe są cienkimi nakładami, bez podbudowy metalowej na zęby własne
(najczęściej przednie) pacjenta. Licówki są uzupełnieniem typowo kosmetycznym. Wykonuje się je,
aby poprawić wygląd estetyczny, na przykład ze względu na:
przebarwienie zębów martwych lub reakcję na antybiotyki;
ubytki typu ułamania brzegów zębów;
diastemy między zębami;
wydłużenie zębów;
zdecydowaną zmianę koloru;
wprowadzenie do łuku.
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
60
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Wkłady/nakłady są często alternatywą dla korony protetycznej, mającej na celu odbudowanie
zniszczonej części koronowej zęba pacjenta mogą być właśnie wkłady lub nakłady. Korzystnymi
cechami tych uzupełnień są:
wysoka zgodność biologiczna, podobieństwo do szkliwa;
indywidualny wzór anatomiczny;
kolor z zachowaną przeziernością zęba;
Protezy szkieletowe są to protezy wyjmowane, których konstrukcja oparta jest o metalowy
szkielet, wykonany ze stopów dentystycznych (najczęściej na osnowie chromu, kobaltu lub
molibdenu). Aby można było wykonać taką protezę, konieczne jest zachowanie odpowiedniej
liczby własnych zębów pacjenta. W klasycznym przypadku do utrzymania takiej protezy na
właściwym miejscu niezbędne jest wykonanie klamer na zębach filarowych. Istnieje również
wariant "bezklamrowy" protezy, lecz w tym wypadku zachodzi konieczność zamontowania
specjalnych zasuw lub zatrzasków, zamaskowanych pod protezą w połączeniu z koronami na
zębach.
Protezy akrylowe dzielą się na częściowe i całkowite, co jest uzależnione od tego, czy pacjent
posiada jeszcze własne uzębienie, czy też nie. Wykonane są z tworzywa akrylowego (polimeru), w
którym osadzone są sztuczne zęby oraz klamry (protezy całkowite nie posiadają klamer).
Charakteryzują się rozległą płytą bazową, przykrywającą prawie całe podniebienie (twarde).
Protezy tego typu zaliczane są do grupy protez osiadających, czyli takich, które po pewnym czasie
mogą wykazywać oznaki "zapadania się" w błonie śluzowej. Protezy całkowite utrzymują się na
miejscu na zasadzie "przyssania się", zaś protezy częściowe utrzymują się przy pomocy klamer.
Protezy akrylowe stosunkowo łatwo się modyfikuje, szczególnie jeśli zachodzi potrzeba
dostawienia do nich zęba, klamry czy też ewentualnej naprawy.
Efektów pracy dobrego protetyka nie sposób odróżnić od własnych zdrowych zębów. Naturalność
jest zresztą obowiązująca; 32 olśniewająco białe, identyczne i równiutkie zęby w ustach emeryta
nie dodają uroku, stąd sugestie protetyka, który proponuje "drugie" zęby lekko zażółcone i
przebarwione.
Protezy stomatologiczne są więc aparatami leczniczo-rehabilitacyjnymi. W ciągu ostatnich
dziesięcioleci protetyka osiągnęła bardzo wysoki poziom. Nie może być on jednak
usprawiedliwieniem dla zaniechania leczenia, a w konsekwencji usuwania zębów. Należy pamiętać
jednak, że proteza jest i bez względu na postęp technologiczny pozostanie ciałem obcym w jamie
ustnej. Można się do niej przyzwyczaić, ale nie wolno zapominać, że należy ją czyścić jak własne
zęby. Wprawdzie nie boli, ale często nieprawidłowo wykonana jest przyczyną zaburzeń
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
61
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
czynnościowych, prowadzących do zmian w przyzębiu i stawach skroniowo - żuchwowych. Należy
również pamiętać o tym, że proteza nie jest wieczna i po pewnym czasie wymaga wymiany na
nową [85].
Rys. 33. Wyposażenie gabinetu stomatologicznego
Rys. 34. Przykład leczenia protetycznego [86]
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
62
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
9. Materiały dla ortotyki
Niewystarczająca dla wielu zastosowań bioinertność i odporność korozyjna stali stosowanych na
implanty krótkotrwałe była przyczyną opracowania nowych stopów na osnowie kobaltu. Stopy
kobaltu charakteryzują się znacznie wyższą odpornością na korozję elektrochemiczną w
środowisku płynów ustrojowych niż austenityczna stal chromowo-niklowo-molibdenowa. Dzięki
temu, mimo zawartości pierwiastków mogących niekorzystnie oddziaływać na organizm pacjenta,
stopy te mogą być stosowane na implanty długotrwałe, których okres użytkowania nie powinien
przekroczyć piętnastu lat [13].
Stosowane obecnie stopy kobaltu można podzielić na trzy grupy [13,87]:
odlewnicze typu Vitalium;
stopy do przeróbki plastycznej;
stopy wytwarzane metodą metalurgii proszków;
Odlewnicze stopy kobaltu należą do najdłużej stosowanych biomateriałów metalicznych na
implanty długotrwałe. Obecnie stosowane są na trzpienie endoprotez osadzanych przy użyciu
cementu chirurgicznego.
Stopy kobaltu dla medycyny są wytwarzane metodami metalurgii próżniowej, topione w piecach
indukcyjnych oraz odlewane metodą modeli woskowych. Bezpośrednio po krystalizacji w formie
ceramicznej, struktura pierwotna składa się z dużych kryształów osnowy, którą stanowi
niejednorodny chemicznie roztwór stały chromu, molibdenu i węgla w kobalcie o strukturze fazy β
i wydzieleń węglików typu M23C6 rozmieszczonych wzdłuż granic ziaren oraz w przestrzeniach
międzydendrytycznych [75, 88]. Strukturę stopu Co-Cr-Mo (Vitalium) przedstawia Rys. 35. Zmiana
dyspersji, udziału objętościowego i rozmieszczenia cząstek węglików stanowi jedyną możliwość
wpływania na właściwości mechaniczne stopu [87, 89 - 91].
Stopy na osnowie kobaltu charakteryzują się lepszą niż stale austenityczne biotolerancją w
środowisku tkanek i płynów ustrojowych, a także większą odpornością na korozję wżerową i
szczelinową [1, 87].
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
63
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Rys. 35. Struktura dendrytyczna stopu Co-Cr-Mo, zgład wzdłużny, pow. 50× (mikroskop skaningowy) [92]
Do głównych dodatków stopowych w tej grupie materiałowej należą takie pierwiastki, jak chrom,
nikiel oraz molibden. Ich stężenie nie zmienia się w granicach dla chromu od 18 do 30%, niklu od
15 do 37% oraz molibdenu od 2,5 do 9%. Nikiel stabilizuje jednofazową strukturę typu Al,
przyczynia się do wzrostu ciągliwości oraz wytrzymałości i odporności na korozję. Obecność
chromu zapewnia odporność na korozję oraz skłonność do samopasywacji. Wolfram wpływa na
stabilizację właściwości mechanicznych. Molibden oddziałuje korzystnie na odporność na korozję
lokalną. Dodatek niobu daje drobnoziarnistą mikrostrukturę z równomiernie rozłożonymi
wydzieleniami NbC [7, 93, 94]. W zależności od składu chemicznego w mikrostrukturze
odlewniczych stopów kobaltu mogą pojawić się węgliki typu M6C, M12C oraz fazy
międzymetaliczne. Przeróbka plastyczna powoduje występowanie zbliźniaczonych ziaren o
wielkości malejącej wraz ze wzrostem stopnia odkształcenia [90]. W porównaniu ze stopami
odlewniczymi stopy do przeróbki plastycznej charakteryzują się lepszymi właściwościami
mechanicznymi oraz zbliżoną odpornością korozyjną w środowisku płynów ustrojowych.
Stopy na osnowie kobaltu wykorzystywane są głównie na endoprotezy stawowe (Rys. 36) [7, 87].
Innym przykładem ich zastosowania są druty i elementy kształtowe do zespoleń kości (Rys. 37).
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
64
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Rys. 36. Endoproteza stawu kolanowego [95]
Rys. 37. Elementy kształtowe do zespoleń [96]
Spośród najbardziej perspektywicznych grup biomateriałów należy wymienić tytan i jego stopy,
zaliczane do biomateriałów długotrwałych. Okres ich przebywania w organizmie może znacznie
przekraczać dwadzieścia pięć lat. Tytan zajmuje dziewiąte miejsce pod względem obfitości
występowania w przyrodzie. W stanie naturalnym najczęściej spotykany jest jako dwutlenek
tytanu - minerał miękki, ale wytrzymały.
W medycynie znalazły zastosowanie zarówno czysty tytan, jak i jego stopy. Tytan występuje w
dwóch odmianach alotropowych α i β. Odmiana α jest trwała do temperatury 8820C i krystalizuje
w sieci heksagonalnej A3. Odmiana β natomiast jest trwała od 8820C do temperatury topnienia
16680C i krystalizuje w sieci regularnej, przestrzennie centrowanej A2. W chirurgii na implanty
stosowany jest głównie tytan techniczny. Wyróżnia się cztery gatunki tytanu różniące się
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
65
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
stężeniem węgla, żelaza, azotu, wodoru i tlenu. W porównaniu z innymi biomateriałami stopy
tytanu charakteryzują się [91, 97, 98]:
dobrą odpornością na korozję szczelinową, naprężeniową i ogólną w środowisku chlorków;
najwyższą biotolerancja spośród wszystkich stosowanych obecnie biomateriałów
metalicznych;
korzystnym stosunkiem wytrzymałości na rozciąganie do granicy plastyczności;
małą gęstością;
najniższym spośród biomateriałów metalicznych modułem Younga;
wysoką skłonnością do samopasywacji;
właściwościami paramagnetycznymi;
wysoką wytrzymałością zmęczeniową, co jest bardzo ważne w aspekcie trwałości
elementów przeznaczonych do długotrwałego przebywania w organizmie człowieka;
Stopy tytanu klasyfikuje się w oparciu o kryterium strukturalne w stanie równowagi. Wyróżnia się
trzy struktury w zależności od składu chemicznego: stopy jednofazowe , dwufazowe i i
jednofazowe . Stop dwufazowy Ti-6Al-4V o nazwie handlowej Protasul 64WF znalazł
zastosowanie w chirurgii kostnej [99].
Tytan i jego stopy nie wykazują dobrej odporności na ścieranie. Właściwości tribologiczne są
uzależnione od składu chemicznego i fazowego powłoki. Zużycie powierzchni implantu decyduje
także o reaktywności produktów korozji ze środowiskiem tkanek i płynów ustrojowych, a więc
determinuje biotolerancję. Tytan i jego stopy w roztworze soli fizjologicznej, charakteryzują się
wysoką skłonnością do samopasywacji. Powstała warstwa pasywna osiąga grubość po samorzutnej
pasywacji tytanu w powietrzu około 5 nm [92, 93]. Warstwa pasywna obecna na powierzchni
tytanu oraz jego stopów złożona jest przede wszystkim z rutylu – TiO2 oraz w znacznie mniejszym z
TiO oraz Ti2O3 [100].
Badania nad biotolerancją nowych, bezwanadowych stopów tytanu wykazały, że charakteryzują
się biotolerancją podobną lub nawet lepszą (dla stopu Ti-Al-Nb) niż dla tytanu technicznego [101-
104]. Stopy tytanu zawierające aluminium oraz żelazo charakteryzuje wytrzymałość zmęczeniowa
badana na powietrzu zbliżona do wytrzymałości stopu Ti6Al4V. Wytrzymałość zmęczeniowa tych
stopów badana w roztworze soli fizjologicznej ulega jednak obniżeniu, co jest prawdopodobnie
spowodowane słabą odkształcalnością warstewki tlenkowej obecnej na powierzchni stopów.
Twardość stopu Ti5Al2,5Fe (300HV) jest nieznacznie niższa niż stopu Ti6Al4V (330HV) poddanego
podobnym zabiegom obróbki cieplnej (hartowanie + starzenie). Pozostałe właściwości
mechaniczne nie ulegają zmianie w roztworze soli fizjologicznej. Stop Ti5Al2,5Fe podlega
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
66
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
podobnym zabiegom obróbki cieplnej i plastycznej, co stop modelowy. Dobre właściwości
mechaniczne uzyskuje się wytwarzając implanty metodami metalurgii proszków. Najczęściej
korzysta się z izostatycznego prasowania na gorąco (9500C, 1000 bar). Najlepszy zespół właściwości
mechanicznych uzyskuje się stosując połączenie obróbki cieplnej z obróbką plastyczną [104].
Badania przedkliniczne wykazały, że regeneracja tkanki kostnej zachodzi lepiej wokół wszczepów
wykonanych z tytanu niż ze stopów tytanu, co jest związane z powstawaniem na tytanie
jednorodnej struktury TiO2 [105, 106]. Regeneracja kości zależy również od umocowania elementu
wszczepianego. Najszybciej procesy regeneracji zachodzą wokół wszczepów, które pozwalają na
mikroprzesuw wszczepu w obszarze materiał – tkanka kostna [107, 108]. Inne czynniki wpływające
na osteointegrację wszczepów zostały wymienione w Tab. 1.
Tab. 1. Czynniki odgrywające rolę w osteointegracji wszczepu [109]
Ze stopów tytanu w głównej mierze produkowane są endoprotezy stawowe. Wielu producentów
wytwarza z nich także elementy do zespalania odłamów kostnych np. wkręty (Rys. 38). Stopy
tytanu znalazły również zastosowanie w kardiochirurgii zabiegowej np. mechaniczna zastawka
serca (Rys. 39) i kardiologii oraz protetyce stomatologicznej (Rys. 40).
Rys. 38. Wkręt kostny wykonany z tytanu [93]
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
67
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Rys. 39. Mechaniczna zastawka serca [93]
Rys. 40. Wkręt stomatologiczny [93]
Zespół właściwości, jakimi powinien się charakteryzować implant metaliczny długotrwały, to [103,
104, 110 – 112]:
zapewnienie odpowiednio trwałego połączenia implantu z otaczającą tkanką.
Obecnie wiele z operacji endoprotez, uwarunkowanych jest obluzowaniem się
poprzednio wprowadzonej endoprotezy;
zapewnienie takiego połączenia implantu z otaczającą tkanką kostną, by metalowy
implant nie przenosił większości obciążeń mechanicznych. Sytuacja, w której
endoproteza „odciąża” otaczającą kość, wpływa na stopniowe jej osłabienie, co
może być przyczyną obluzowania protezy lub złamania kości;
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
68
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
przygotowanie powierzchni w taki sposób, by stosowane techniki operacyjne nie
powodowały uszkodzenia naniesionych na implant warstw, co może występować w
przypadku wszczepienia płytek stabilizujących złamane kości w chirurgii twarzowo -
szczękowej (płytki te są zginane, co powoduje niebezpieczeństwo uszkodzenia
warstwy pasywnej);
przygotowanie powierzchni implantu w taki sposób, by wpływała korzystnie na
regenerację tkanki kostnej;
Właściwości ważniejszych metalowych materiałów implantacyjnych ukazuje Tab. 2.
Tab. 2. Właściwości ważniejszych metalowych materiałów implantacyjnych [113]
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
69
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
10. Wkładki ortopedyczne
Znanych jest wiele typów wkładek ortopedycznych. Wszystkie one służą poprawie komfortu
chodzenia.
Kliny na galluksy [114] zapobiegają zachodzeniu dużego palca na drugi palec, przez co zmniejszają jego
koślawość. Zmniejszają bóle spowodowane zachodzeniem na siebie palców oraz wrastaniem paznokcia.
Przywracają palcom właściwe położenie.
Rys. 41. Kliny na galluksy
Kliny przeciw płaskostopiu podłużnemu [114] chronią odciski przed dokuczliwym uciskiem
obuwia. Wykonane są ze specjalnej dwuwarstwowej gąbki i przynoszą natychmiastową ulgę w
bólu. Nie wywołują alergii.
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
70
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Rys. 42. Kliny przeciw płaskostopiu podłużnemu
Wkładki ortopedyczne termoplastyczne supinujące [115], stosowane w leczeniu stóp płasko
koślawych oraz kolan koślawych, „korytkowe” z wysokim podparciem łuku podłużnego i pięty
zaprojektowane są do korekcji najczęściej występujących wad w obrębie stóp.
Rys. 43. Wkładki ortopedyczne
Wskazania stosowania wkładek ortopedycznych to:
płaskostopie podłużne;
koślawość pięt i tyłostopia;
stopy płasko – koślawe;
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
71
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
koślawość kolan;
Wkładek supinujących nie wolno stosować przy stopie szpotawej i kolanach szpotawych. W takim
przypadku należy wykonać wkładki na indywidualne zamówienie.
Wkładki ortopedyczne termoplastyczne z podniesieniem sklepienia [115] podłużnego i
poprzecznego są stosowane dla podniesienia komfortu chodzenia oraz zmniejszenia dolegliwości
bólowych. Silikonowa pelotka w przodostopiu zapewnia elastyczne i komfortowe podparcie łuku
poprzecznego stopy.
Wskazania do ich stosowania to:
dolegliwości bólowe stóp
dolegliwości bólowe przodostopia
paluch koślawy
doskonałe do obuwia sportowego
wady ortopedyczne stóp
Rys. 44. Wkładki ortopedyczne termoplastyczne z podniesieniem sklepienia
Wkładki pod pięty [114] są wykonywane z naturalnej skóry. Są modelowane, podpierające,
przeciwdziałają otarciom naskórka na pięcie i tworzeniu pęcherzy, są samoprzylepne.
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
72
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Rys. 45 . Wkładki pod pięty
Wkładki wentylujące Komfort [114] zawierają dwa rodzaje gąbki, górna warstwa „zmiękcza”
chodzenie, dolna absorbuje wstrząsy zapobiegając zmęczeniu stóp. Perforowane, dzięki czemu
umożliwiają oddychanie stopom. Wchłaniają pot. Trwałe, higieniczne, można je prać. Polecane dla
stóp wrażliwych.
Rys. 46. Wkładki wentylujące
Żelowe podpiętki pod ostrogi [114] są odpowiednie dla osób chorych na cukrzycę i mających
problemy z krążeniem krwi, przynoszą ulgę stopom zmęczonym oraz z bólami stawów i pięt.
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
73
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Absorbują wstrząsy, silikonowy element pod piętą podnosi komfort chodzenia oraz niweluje ból w
przypadku ostrogi. Żel ma właściwości antybakteryjne, hypoalergiczne.
Rys. 47. Żelowe podpiętki pod ostrogi
Podkładka metatarsalna [115] zapewnia właściwą osłonę przedniej części śródstopia. Pomaga
uśmierzyć ból w śródstopiu. Zapobiega zgrubieniom, rogowaceniu i stanom zapalnym w przedniej
części stopy.
Rys. 48. Podkładka metatarsalna
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
74
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
11. Protezy kosmetyczne
Każda proteza, niezależnie od poziomu amputacji jest wyrobem indywidualnym i bez spotkania
protetyka z pacjentem trudno cokolwiek zaproponować. Najważniejsze jest zrozumienie, do czego
proteza ma służyć pacjentowi.
Wykonana proteza kończyny górnej może być odwzorowaniem kosmetycznym utraconej ręki i
spełnić w niewielkim zakresie funkcje chwytne, pomagając na przykład w przytrzymaniu
określonego przedmiotu. Przykłady pokazano na Rys. 49 -51.
Rys. 49. Proteza kosmetyczne ramienia [116]
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
75
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Rys. 50. Proteza kosmetyczne przedramienia [116]
Rys. 51. Proteza kosmetyczna dłoni [117]
Jeszcze dziesięć lat temu chirurgia plastyczna koncentrowała się prawie wyłącznie na damskiej
części naszego społeczeństwa. Jednak z czasem sytuacja ta uległa zmianie. Wcześniej ponad 95%
pacjentów gabinetów chirurgii plastycznej stanowiły kobiety. Dziś ponad 15% pacjentów to
mężczyźni, a odsetek ten stale rośnie. Zwiększona liczba mężczyzn odwiedzających chirurgów
plastyków jest związana z tym, że nauczyli się oni rozmawiać bardziej otwarcie na temat swoich
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
76
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
potrzeb i oczekiwań wobec zabiegów chirurgii estetycznej. Coraz częściej także mężczyźni chcą
pokazać, że dbają o swoje ciało [118].
Rys. 52. Implant kosmetyczny dla mężczyzn
Umięśnione łydki są świadectwem aktywnego i zdrowego trybu życia. Jednak ćwiczenie mięśni
łydek może być trudne i nie zawsze przynosi oczekiwane rezultaty. Implanty w prosty sposób
pomagają uzyskać upragniony efekt [119].
Rys. 53. Implant łydki
W obecnych czasach zmienia się rola operacji plastycznych. Początkowo zabiegom chirurgii
plastycznej - rekonstrukcyjnej poddawano pacjentów po wypadkach oraz po przebytych
nowotworach. Teraz dużym zainteresowanie cieszy się także chirurgia plastyczna - estetyczna,
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
77
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
której celem jest poprawa wyglądu człowieka. Oprócz operacji piersi, popularne stało się także
wszczepianie implantów korygujących inne części ciała.
Ważną grupę implantów stanowią implanty piersi.
a/ b/ c/ d/
Meme - implant okrągły z
najwyższym punktem
projekcji w centralnej
części
Replicon - implant o
podstawie okrągłej o tzw.
profilu łzy, z najwyższym
punktem projekcji w
dolnej, trzeciej części
implantu
Opitmam - implant o
największej wysokości
podstawy, podstawa
wąska, owalna
Opticon - implant o
podstawie krótkiej,
szerokiej, owalnej
Rys. 54. Implanty o powierzchni teksturowanej wypełnione żelem silikonowym
Na Rys. 54 pokazano implanty, do których wytwarzania stosuje się żel silikonowy. Silikon
wykorzystywany jest do produkcji wielu wyrobów medycznych: sond, cewników, pokrycia igieł
punktacyjnych, rozruszników serca, rękawiczek i opatrunków stosowanych w leczeniu blizn. Po raz
pierwszy proces produkcji polimeru silikonowego opatentowano w 1958 roku. Silikon, czyli
polidimetylopolisiloksan produkowany jest w postaci elastomeru silikonowego, żelu silikonowego
lub oleju silikonowego. Silikon jest produkowany z krzemionki, która w połączeniu z krzemem daje
silikat lub dwutlenek krzemu. Po dodaniu grup metylowych związanych z atomami silikonu i
obróbce chemicznej powstaje polimer krzemoorganiczny zwany silikonem. Oprócz amorficznej
krzemionki stosowanej jako wypełnienie i materiał utrwalający, silikon nie zawiera żadnych
dodatków a w szczególności środków wygładzających.
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
78
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
a/ b/ c/
Implanty piersi o powierzchni
z pianki mikropoliuretanowej,
wypełnione żelem silikonowym,
podstawa owalna,
4 rodzaje profili anatomicznych
Implanty piersi o powierzchni
z pianki mikropoliuretanowej,
wypełnione żelem
silikonowym, podstawa okrągła,
2 rodzaje profili okrągłych, oraz profil
łzy
Implanty dokładane o powierzchni z
pianki mikropoliuretanowej,
3 rodzaje kształtów
Rys. 55. Implanty piersi o powierzchni z pianki mikropoliuretanowej (MPS)
Główne atuty implantów o powierzchni z pianki mikropoliuretanowej to:
Niski stopień występowania torebki łącznotkankowej tworzącej się wokół implantu
(wskaźnik wynosi od 0 do 3%, w porównaniu z implantami o powierzchni teksturowanej -
do 15%).
Obniżenie ryzyka występowania torebki łącznotkankowej wokół implantu obniża całkowity
wskaźnik powikłań po zabiegu chirurgicznym.
Implanty pokryte pianką mikropoliuretanową jako jedyne umożliwiają technikę implantacji
"stacking" - implanty o różnorodnych kształtach mogą być w dowolny sposób na siebie
nakładane, co zapewnia doskonały efekt estetyczny w operacjach, w szczególności
rekonstrukcyjnych piersi po zmianach nowotworowych lub w przypadku korekcji wad
wrodzonych.
Pianka mikropoliuretanowa zapewnia aktywny proces wgajania się implantu wokół
otaczającej implant tkanki, co prowadzi do dobrego ukrwienia tkanek otaczających implant.
Wysoki współczynnik tarcia i szybkie wiązanie tkanki i mikropoliuretanowej powierzchni
implantu zapewnia stabilność implantu, zapobiega jego przemieszczaniu się.
Włókna torebki łącznotkankowej nie są ułożone równolegle w stosunku do powierzchni co
powoduje neutralizację działania sił kurczących implant. Implant nie jest ściskany i tym
samym nie ulega deformacji, co utrzymuje doskonały efekt estetyczny operacji plastycznej.
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
79
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Implant utrzymuje swą oryginalną konsystencję i pozwala zachować naturalny wygląd
piersi.
Implanty piersi o powierzchni
gładkiej podstawa okrągła, 2 rodzaje
profili okrągłych
Rys. 56. Implanty piersi o powierzchni gładkiej wypełnione żelem silikonowym
Jeszcze innym rodzajem implantu jest implant o powierzchni gładkiej, wypełniony żelem
silikonowym. Końcowym rezultatem takich zabiegów ma być osiągnięcie pięknego i
proporcjonalnego ciała. Piękno dodaje pewności siebie i pozwala w pełni cieszyć się życiem [119].
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
80
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
12. Sprzęt rehabilitacyjny – materiały konstrukcyjne i pomocnicze
W rehabilitacji zaopatrzenie ortopedyczne jest jednym z ważnych elementów wspomagających
terapię. Dział rehabilitacji zajmujący się usprawnianiem ruchowym osób z uszkodzeniem
ośrodkowego lub obwodowego układu nerwowego w sposób szczególny korzysta z dobrodziejstw
zaopatrzenia ortopedycznego. W zależności od miejsca i rozległości uszkodzenia układu
nerwowego można się spotkać z różnego rodzaju nieprawidłowościami w funkcjonowaniu aparatu
ruchu. Pacjenci ze względu na złożoność problemu wymagają niejednokrotnie wspomagania w
postaci m.in. zaopatrzenia ortopedycznego. Sprzęt ten zwiększa szansę osiągnięcia samodzielności
lub jej części, wcześniej niemożliwej do uzyskania. Trzeba przy tym pamiętać, że zaopatrzenie
powinno być:
skuteczne;
dyskretne;
proste w obsłudze;
Zaopatrzenie należy stosować w takim zakresie, aby było go „tak dużo, jak to jest konieczne, a tak
mało, jak tylko się da”; ma ono wspomagać, a nie przeszkadzać; wreszcie pacjent powinien z niego
korzystać, a nie tylko mieć je do dyspozycji [120].
Poniżej pokazanych jest kilka przykładów sprzętu rehabilitacyjnego i jego zastosowań [121, 122].
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
81
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Rys. 57. System Rehabilitacji Kardiologicznej
System AsTER pokazany na Rys. 57 przeznaczony jest do prowadzenia rehabilitacyjnych treningów
monitorowanych. Zestaw może składać się z maksymalnie 5 urządzeń (bieżni lub
cykloergometrów). Każde stanowisko treningowe traktowane jest indywidualnie. Programy
treningowe pozwalają na prowadzenie treningów sterowanych obciążeniem lub częstością rytmu.
Po zakończeniu treningu dla każdego stanowiska generowany jest raport. Dodatkowo system
AsTER wyposażono w moduł oceny wydolności pozwalający na wykonanie
elektrokardiograficznego badania wysiłkowego w celu oceny przebiegu rehabilitacji.
Do najważniejszych zalet systemu można zaliczyć następujące:
- Współpraca z bieżnią lub cykloergometrem;
- Różnorodne programy treningu sterowane obciążeniem lub częstością rytmu;
- Sterowanie obciążeniem ciągłe lub naprzemienne;
- Możliwość projektowania indywidualnych programów treningu w trybie graficznym;
- Monitorowanie dwóch odprowadzeń EKG, częstości rytmu i ciśnienia krwi;
- Prezentacja trendów obciążenia, częstotliwości rytmu i ciśnienia krwi
- Baza danych pacjentów oraz ich badań;
- Archiwizacja przebiegu badania wraz z zapisem EKG;
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
82
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
- Możliwość przeglądu raportów i przebiegów EKG z poprzednich treningów;
- Możliwość prowadzenia treningów grupowych;
- Wydruk raportów ilustrujących przebieg treningu;
- Możliwość wydruku zapisu EKG;
- Możliwość wykonania elektrokardiograficznego badania;
Rys. 58. System do rehabilitacji ruchowej kończyn dolnych
System PELETON plus (Rys. 58) służy do prowadzenia wielostanowiskowej rehabilitacji
kardiologicznej lub rehabilitacji ruchowej. System gwarantuje każdemu pacjentowi wchodzącemu
w skład grupy treningowej indywidualny tok ćwiczeń, nadzór medyczny w trakcie przeprowadzania
treningu, tworzenie dokumentacji treningu rehabilitacyjnego i dołączanie jej do indywidualnej
bazy danych pacjenta. System zwiększa komfort pracy osób prowadzących trening, automatyzując
wykonanie wielu niezbędnych czynności, m.in. wykorzystuje czytnik kart chipowych, kojarząc
pacjentów z zadajnikami obciążenia.
System zapewnia bardzo elastyczną i prostą, graficzną metodę projektowania przebiegu treningów
dla poszczególnych stanowisk oraz możliwość tworzenia i wykorzystywania szablonów. Przy
definiowaniu treningu określa się różne parametry zależnie od wybranego rodzaju treningu: czasu
trwania poszczególnych, obciążenie, przyrost obciążenia, momenty dokonywania automatycznych
pomiarów ciśnienia i przypominania o dokonywaniu ręcznych.
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
83
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
System PELETON plus pozwala na projektowanie następujących rodzajów treningów:
- treningi interwałowe,
- treningi ze stabilizacją akcji serca,
- treningi z programowanym narastaniem i obniżaniem obciążenia,
- kombinacje wyżej wymienionych treningów.
Rys. 59. Trzymodułowy pionizator statyczno-dynamiczno-rehabilitacyjny
Pionizator statyczno-dynamiczno-rehabilitacyjny (Rys. 59) jest pierwszym urządzeniem, które w
kompleksowy sposób pomaga pacjentom w żmudnym procesie rehabilitacji. Dzięki staraniom
konstruktorów udało się połączyć w jednym urządzeniu trzy najbardziej istotne funkcje czyli:
statyczną, dynamiczną oraz rehabilitacyjną. Funkcja statyczna służy do biernej pionizacji pacjenta,
dzięki zastosowaniu szerokiej gamy regulacji otrzymujemy urządzenie bardzo dobrze stabilizujące
pacjenta w pozycji wyprostowanej. W przypadku pacjentów z zaburzeniami motoryki możemy
zastosować uprząż stabilizującą głowę. Drugą funkcją pionizatora jest funkcja dynamiczna, która
ma zastosowanie u pacjentów u których proces rehabilitacji przebiega pomyślnie. Pacjenci ci
zaczynają naukę chodzenia i przemieszczania się. Uzupełnieniem kompleksowej terapii jest funkcja
rehabilitacyjna. Rotor mechaniczno-elektryczny wraz siodełkiem doskonale sprawdzają się w
procesie rehabilitacji.
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
84
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Rys. 60. Poręcze do nauki chodzenia
Poręcze pokazane na Rys. 60 przeznaczone są dla osób, które utraciły zdolność chodzenia, do
rehabilitacji oraz dla osób z wadami rozwojowymi kończyn dolnych. Wygodne pochwyty oraz
zakres regulacji umożliwia ćwiczenia zarówno dorosłym pacjentom jak i dzieciom.
Rys. 61. Elektryczny rotor do ćwiczeń czynnych i biernych
Elektryczny rotor z dwoma trybami pracy pokazany na Rys. 61 umożliwia:
• ćwiczenia czynne - ruch w obu kierunkach o zmiennym obciążeniu,
• ruch bierny - regulacja prędkości obrotowej.
Pacjent może łączyć ćwiczenie czynne z biernym ruchem urządzenia. Rotor posiada również
funkcję operacyjną, która w przypadku zatrzymania ruchu rotora spowodowanego wzmożonym
napięciem mięśni odwraca kierunek ruchu tzn. aplikuje ruch w przeciwną stronę.
Wskazania do stosowania rotora obejmują m.in.:
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
85
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
• stany pozłamaniowe z unieruchomieniem w obrębie stawu kolanowego;
• zmiany zwyrodnieniowe stawów (osteoartroza);
• stany po endoprotezoplastyce kolana;
• stany zanikowe mięśni po unieruchomieniu stawu;
• stany pooparzeniowe;
• stany pooparzeniowe;
• ćwiczenia zapobiegające powstawaniu osteoporozy;
• ćwiczenia ogólnorozwojowe;
• stany zapalne i reumatyczne;
• stany zaburzenia krążenia.
Rys. 62. Elektryczny rotor do rehabilitacji kończyn
Rotor pokazany na Rys. 62 przeznaczony jest do aktywnej i pasywnej rehabilitacji mięśni i stawów
kończyn górnych lub dolnych. Stosowanie zapewnia poprawę krążenia tętniczego, żylnego i
limfatycznego. Zapobiega zanikom mięśniowym, zakrzepom tętniczym i żylnym oraz przykurczom
w stawach kończyn. Poprawia sprawność układu krążenia i oddechowego.
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
86
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Rys. 63. Wózek inwalidzki
Wózek (Rys. 63) pozwala na ciągłe utrzymywanie idealnej dla pacjenta postawy. Zarówno kąt
oparcia, jak i siedziska może być łatwo regulowany niezależnie. Pozostałe parametry wózka
również można dopasować do indywidualnych wymagań pacjenta. Bardzo ciekawy jest zagłówek,
którego pozycjonowanie jest nieograniczone; można go również obracać i przesuwać w pozycji
horyzontalnej. Również głębokość siedziska jest regulowana w sposób płynny. Dla osób, które
używają wózka w zimie na zewnątrz i jest potrzeba grubiej się ubrać, wózek ma w standardzie
możliwość poszerzania siedziska. Wyposażony jest standardowo w ortopedyczną tapicerkę
zrobioną ze specjalnej gąbki i z pamięcią, która dopasowuje się idealnie do ciała (co powoduje, że
siły rozkładają się równomierniej, chroniąc w ten sposób po części ciało przed powstawaniem
odleżyn) oraz ze specjalnego materiału obiciowego, bardzo delikatnego dla ciała, ale
wytrzymałego. Specjalnie wyprofilowana tapicerka oparcia gwarantuje znakomitą stabilizację .
Na Rys. 64 przedstawiono przykłady sprzętu proponowanego rehabilitacji w domu. Polimerowy
uchwyt (Rys. 64a) jest mały i poręczny, można stosować go do głębokiego masażu karku i szyi, jest
łatwy w użyciu, usprawnia krążenie i rozluźnia mięśnie. Kolorowa piłeczka z miękkimi kolcami i
możliwością zmiany twardości (Rys. 64b) służy do ćwiczeń, masażu oraz obudzania stref
reflektorycznych. Kolorowe piłeczki o jajowatym kształcie (Rys. 64c) są doskonałe do ćwiczenia
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
87
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
mięśni dłoni i przedramienia. Wreszcie specjalna masa do ćwiczenia palców i dłoni (Rys. 8d) jest
używana w rehabilitacji po urazach dłoni i chorobach reumatycznych.
a/ b/
c/ d/.
Rys. 64. Przykłady sprzętu do rehabilitacji domowej
Pływalnia jest idealnym miejscem na ćwiczenia ogólnorozwojowe (Rys. 65). Dzięki oporowi, jaki
stawia woda, można szybciej wymodelować swoje ciało i uzyskać pożądane kształty.
Wskazania do uprawiania ćwiczeń na basenie to:
• upośledzenie wydolności ogólnej
• spadek ogólnej wytrzymałości organizmu
• zaburzenia chodu
• osłabienie siły mięśniowej
• zaburzenia koordynacji ruchowej
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
88
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Rys. 65. Ćwiczenia na basenie
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
89
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
13. Metody fizyczne i mechaniczne badań materiałów medycznych
13.1. Własności fizyczne materiałów medycznych
Do własności fizycznych, które mają znaczenie dla zastosowań medycznych, zalicza się:
- strukturę krystaliczną
- gęstość
- współczynnik rozszerzalności cieplnej
- przewodność cieplną
- temperaturę topnienia i wrzenia
- oporność elektryczną
- moduł sprężystości (moduł Younga)
- granicę plastyczności
Badania prowadzi się przy zastosowaniu znormalizowanych metod [1, 7, 28, 45, 68, 123, 124].
13.2. Własności mechaniczne materiałów medycznych
Moduł sprężystości wzdłużnej (moduł Younga E) – charakteryzuje cechy sprężyste materiału, czyli
zdoności do przyjmowania pierwotnej postaci po usunięciu działania siły, która zmieniła kształt
materiału. Moduł Younga oblicza się ze wzoru (1):
][PaE
(1)
gdzie: σ oznacza naprężenie powstające przy obciążeniu siłą F [N] próbki o przekroju S [mm2],
natomiast oznacza odkształceni sprężyste wywołane naprężeniem σ, które jest wyznaczane na
podstawie stosunku zmiany długości do długości początkowej.
13.3. Fizyczne metody badań materiałów medycznych
Do metod fizycznych badań materiałów medycznych zalicza się następujące metody:
- mikroskopia: optyczna, hologramowa, elektronowa, ultradźwiękowa (mikroskop transmisyjny
elektronowy TEM, mikroskop skaningowy elektronowy SEM, mikroskop sił atomowych AFM)
- spektrometria: optyczna i masowa
- analiza fluoroscencyjna
- tomografia: komputerowa, promieniowania X, magnetyczne rezonansu jądrowego
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
90
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
- ultrasonografia
- elektrokardiografia i encelografia.
Metody mikroskopowe
Obserwację obrazu struktury materiału przeprowadza się za pomocą metod mikroskopowych
Mikroskopia świetlna – do badań wykorzystuje się mikroskopy świetle, gdzie zastosowanie ma
światło widzialne odbite od powierzchni zgładu (specjalnie przygotowanej próbki za pomocą
szlifowania, polerowania i ewentualnie trawienia).
Mikroskopia elektronowa
- mikroskop elektronowy skaningowy (SEM) – badanie za pomocą wiązki elektronów emitowanych
z działa elektronowego uformowanych za pomocą soczewek magnetycznych. Wiązka elektronów
przemieszcza się po badanej powierzchni (skanuje), ulega odbiciu.
- mikroskop elektronowy transmisyjny (TEM) – wiązka elektronów dodatkowo przechodzi przez
odpowiednio przygotowaną folię, tzw. replikę dokładnie odwzorowującą badaną powierzchnię.
Metody spektroskopowe
Metody spektroskopowe dostarczają informacji na temat ilościowej i jakościowej oceny składu
chemicznego warstw powierzchniowych od 2 nm do 1 μm.
Najpopularniejszą metodą jest mikroanaliza rentgenowska, polegajaca na pomiarze
charakterystycznego promieniowania rentgenowskiego wzbudzonego przez wiązkę elektronów.
Dzięki tej metodzie można dokonać analizy ilościowej pierwiastków oraz rozmieszczenia
pierwiastków na powierzchni.
Metody dyfrakcyjne
.Metody dyfrakcyjne służą do analizy identyfikacji faz, które występują w powłokach lub
warstwach materiału, pomiaru ilościowego faz, pomiaru naprężeń własnych oraz pomiaru
parametrów sieci krystalograficznej.
13.4. Mechaniczne metody badań materiałów medycznych
Własności mechaniczne materiałów medycznych są podstawowymi parametrami, które decydują o
technicznej przydatności materiałów. Najczęściej analizuje się następujące własności mechaniczne
materiałów medycznych:
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
91
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
- wytrzymałość (na rozciąganie, na ściskanie, na skręcanie, na ścinanie) – odporność na działanie
niszczące czynników mechanicznych, czyli określenie granicznej wartości naprężenia, po której
następuje zniszczenie materiału;
- twardość - mechaniczna własność materiału wyrażająca się odpornością na odkształcenie
plastyczne przy działaniu skupionego nacisku na jego powierzchnię, podczas wciskania tzw.
wgłębnika czyli penetratora;
- sprężystość – własność materiału polegająca na powrocie materiału do pierwotnych kształtów i
rozmiarów po ustaniu obciążenia powodującego odkształcenie;
- plastyczność – własność materiału polegająca na trwałym odkształceniu materiału pod
działaniem sił zewnętrznych;
- kruchość - podatność materiału na pękanie pod wpływem małych odkształceń lub bez.
Pomiar modułu sprężystości
Pomiaru modułu sprężystości dokonuje się najczęściej metodami:
- pomiar ugięcia belki – próba zginania
- pomiar wydłużenia próbki – próba rozciągania
- próba ściskania
- pomiar częstotliwości drgań próbki w postaci pręta podpartego poprzez pomiar prędkości
dźwięku w materiale (metoda najdokładniejsza)
Próba rozciągania
Próbę rozciągania przeprowadza się na maszynie wytrzymałościowej poddając próbki rozciąganiu
wzdłuż osi próbki. Wyznaczona wartość wytrzymałości na rozciąganie Rm jest największym
naprężeniem odpowiadającym największej sile obciążającej podczas próby rozciągania. Podczas
próby rozciągania można wyznaczyć również granicę plastyczności, wydłużenie oraz moduł
sprężystości wzdłużnej.
Próba ściskania
Badanie wytrzymałości na ściskanie przeprowadza się na prasie.
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
92
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Próba trzypunktowego zginania
Podczas próby trzypunktowego zginania można wyznaczyć wytrzymałość na zginanie Rg, będącą
stosunkiem niszczącego momentu gnącego Mg [Nmm] do wskaźnika przekroju przy zginaniu W
[mm3]:
][MPaW
MR
g
g (2)
Wartość momentu gnącego Mg zależy od działającej siły oraz od odległości pomiędzy podporami.
Wskaźnik wytrzymałości uzależniony jest od rodzaju przekroju (okrągły, kwadratowy, prostokątny,
złożony).
Pomiar twardości
Twardość materiału można mierzyć metodami statycznymi oraz dynamicznymi. Do metod
statycznych należą:
- metoda Brinella
- metoda Rockwella
- metoda Vickersa: wgłębnik ma kształt diamentowego ostrosłupa o podstawie kwadratu i kącie
między przeciwległymi ścianami równym 136o, który wciska się w podłoże z siłą od 1,961N do
980N. Na powierzchni badanego materiału powstaje odcisk ostrosłupa.
2189,0
d
FHV (3)
Gdzie: F – siła nacisku [N], natomiast d jest średnią arytmetyczną przekątnych jednego odcisku
[mm].
Pomiar mikrotwardości materiałów nanometrycznych przeprowadza się nanotwardościomierzami,
które są połączone z mikroskopem sił atomowych (AFM), gdzie skanuje się wybrany obszar a
następnie za pomocą wgłębnika diamentowego mierzy jego twardość.
Pomiar ścieralności
Badanie ścieralności polega na pomiarze ubytku masy próbki podczas ścierania jej na wirującej
tarczy ściernej metodą pin-on-disc. Płaska próbka umieszczana jest na obrotowej tarczy i
poddawana zużyciu przez tarcie trzpienia obciążonego stałą siłą. Próba pin-on-disc jest często
wykorzystywana do badań materiałów dla protetyki stomatologicznej.
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
93
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
14. Metody chemiczne i biologiczne badań materiałów medycznych
Materiały medyczne, które kontaktują się z organizmem ludzkim, muszą charakteryzować się
odpowiednimi właściwościami biologicznymi. Badania biologiczne natomiast muszą być wykonane
zgodnie z ogólnymi wytycznymi doboru badań oceny biologicznej podanymi w PN-EN ISO 10 993-1
oraz zaleca się, aby były one wybrane spośród metod opisanych w normach serii ISO 10 993 [1,
125]. Szczegółowe warunki wykonania takich badań ustala ekspert, który dysponuje odpowiednimi
danymi chemicznymi, fizycznymi i biologicznymi dotyczącymi badanego wyrobu i który jest
świadomy przewidywanych warunków jego użycia. Badania te obejmować mogą: ocenę wstępną;
badania in vitro; badania in vivo na zwierzętach.
14.1. Wstępna ocena biologiczna
Metody używane do wstępnej oceny biologicznej:
- analiza za pomocą spektrofometrów – aparatów umożliwiających analizę spektralną światła i
pomiar strumienia świetlnego. Analiza jakościowa i ilościowa składu promieniowania i pomiar
stężeń substancji, głównie substratów reakcji biochemicznych przebiegających w organizmie do
pomiaru aktywności enzymów.
- metoda chromatografii gazowej – określenie procentowej zawartości składu mieszanin związków
chemicznych. Szybka analiza złożonych związków chemicznych i ocena ich czystości;
- metoda odwróconej chromatografii gazowej – metoda służąca do analizy powierzchni ciał stałych
polegająca na fizykochemicznym rozdzieleniu na fazę nieruchomą (faza stacjonarna) oraz fazę
ruchomą, którą jest gaz;
- metoda chromatografii cienkowarstwowej – w tej metodzie fazę stacjonarną stanowi cienka
warstwa (metoda TLC).
14.2. Badania in vivo
Badania biozgodności in vivo polegają na wszczepieniu biomateriału do organizmu zwierząt
doświadczalnych (pod skórę lub w tkanki docelowe).
Obserwacje kliniczne to: testy laboratoryjne (badanie krwi, moczu) oraz badania nieinwazyjne
(Rtg, USG, MRI).
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
94
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Przeprowadza się również badania histopatologiczne – badania tkanek otaczających wszczepiony
biomateriał. Badania wykonuje się po wykonaniu sekcji zwierzęcia i pobraniu fragmentów tkanek
różnych narządów – ocena reakcji zachodzących w bezpośrednim kontakcie z badanym
materiałem.
14.3. Badania in vitro
Test genotoksyczności, karcenogenności
Działanie genotoksyczne – zdolność do indukowania zmian w sekwencji nukleotydów DNA
bezpośrednio przez dany związek, albo jego reaktywny metaboli
Metody oceny genotoksyczności:
1. Ocena mutacji genowych:
- Test mutacji powrotnych na bakteriach – badanie czy dana substancja jest mutagenna
- Test mutacji genowych na komórkach ssaków in vivo
- Test plamkowy na myszach
2. Ocena aberracji chromosomowych (zmiana liczby lub struktury chromosomów):
- Test aberracji chromosomowych na komórkach ssaków in vivo
- Test aberracji chromosomowych na szpiku kostnym ssaków in vivo
- Inne
3. Ocena efektów genotoksycznych – najczęściej używa się fibroblastów chomika chińskiego oraz
limfocytów krwi człowieka.
4. Badanie transformacji komórek ssaków in vitro.
Reakcja z krwią
Krew jest swoistą odmianą tkanki łącznej, która składa się z płynnej substancji międzykomórkowej,
czyli osocza oraz elementów morfotycznych – krwinek (czerwonych i białych) oraz płytek krwi.
Największym problemem związanym z implantacją materiałów medycznych jest powstanie na ich
powierzchni zakrzepów, które mogą doprowadzić do poważnych powikłań zatorowo-
zakrzepowych.
Badania przeprowadza się metodami in vivo oraz in vitro ustalając czas kontaktu, temperaturę,
warunki jałowości oraz warunki przepływu krwi.
- Badanie in vitro – badanie działania hemolitycznego na erytrocyty metodą pośrednią (z
zastosowaniem wyciągów) oraz metodą bezpośrednią (wykorzystanie krwi cytrynianowej)
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
95
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
- Badanie in vivo – wszczepienie implantu zwierzętom.
Cytotoksyczność in vitro
Badanie cytotoksyczności jest pierwszym etapem badania biozgodności.
• Metody badań cytotoksyczności:
- z zastosowaniem wyciągu – z wykorzystaniem pożywki hodowlanej z surowicą, bez
surowicy lub fizjologicznego roztworu chlorku sodowego;
- w kontakcie bezpośrednim z hodowlą komórkową;
- w kontakcie pośrednim z hodowlą komórkową.
Badanie cytotoksyczności wykonuje się na komórkach otrzymanych z renomowanych ośrodków
lub komórkach bezpośrednio otrzymanych z żywych tkanek.
Przeprowadza się:
- ocenę jakościową – wakuolizacja komórek, oddzielenie komórek od podłoża, liza komórek i
błon komórkowych;
- ocenę ilościową – określenie liczby komórek martwych, stopień zahamowania wzrostu
komórek, zdolność do namnażania i formowania kolonii, ilość białek i wydzielanie
enzymów.
Dodatkowo, przeprowadzane są również badania poziomu cytokin, szczególnie, jeżeli materiał
medyczny ma zostać użyty do kontaktu z krwią. Badania takie prowadzone są na komórkach
jednojądrzastych krwi obwodowej lub makrofagach.
Testy oceniające reakcje alergiczne i wrażliwość w obecności materiału
Materiały medyczne w kontaktach z organizmem żywym uwalniają związki chemiczne, które mogą
powodować podrażnienia skóry, błon śluzowych lub spojówki oka. Odpowiedzią jest reakcja
zapalna tkanki.
Badania, w jaki sposób substancja może podrażniać skórę człowieka przeprowadza się za pomocą
testów in vivo na królikach albinosach, myszach i świnkach morskich.
Metody rozpoznawania chorób alergicznych:
- Testy skórne i próby ekspozycyjne (testy alergologiczne)
- Oznaczenie stężenia immunologlobulin i eozynofili
- Genetyczna kontrola odpowiedzi immunologicznej.
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
96
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Ocena ilościowa produktów degradacji
Aby ocenić ryzyko kliniczne zastosowania materiałów medycznych jako implanty, niezbędne jest
przeanalizowanie mechanizmów degradacji oraz ocenić ilościowo produkty degradacji, które mogą
być uwalniane wskutek reakcji chemicznych, wymywania, migracji i depolimeryzacji. Badania
przeprowadza się w roztworach i buforach: bufor fosforowy, nadtlenek wodoru, odczynnik
Fentona.
Metody badań produktów degradacji:
- metoda przyspieszona – w temperaturze powyżej 37oC. Ocenę degradacji przeprowadza się po 2 i
7 dniach.
- badanie w czasie rzeczywistym – w temperaturze 37oC
Ocena degradacji ceramicznych materiałów medycznych przeprowadzana metodami
analitycznymi: wiskozymetrią, metodą kalorymetrii skaningowej, fourierowskiej spektroskopii w
podczerwieni. Badania przeprowadza się mierząc aktywność fosfatazy kwaśnej, poziom
osteocalcyny i osteopontyny, osteoklastów (mikroskop skaningowy i metody radiograficzne).
Ocena ilościowa produktów degradacji:
- metoda przesiewowa - test w roztworze ekstremalnym, przy niskim pH w zbuforowanym
roztworze kwasu cytrynowego.
- symulacja warunków in vivo. – w temp. 37oC przez 120 godzin.
Ocena ilościowa produktów degradacji materiałów z metali i ich stopów przeprowadzana jest za
pomocą metod:
- test potencjodynamiczny i potencjostatyczny – ocena elektrochemicznego zachowania się
materiału
- test immersyjny – chemiczna degradacja materiału i analiza produktów degradacji.
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
97
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
15. Odbiór jakościowy biomateriałów
Współczesne materiały stosowane w medycynie pociągają za sobą potrzebę doskonalenia
stosowanych już w praktyce biomateriałów, a także próby wprowadzenia do praktyki lekarskiej
nowych. Wprowadzając implant do organizmu człowieka zakłada się, iż będzie on długotrwale
spełniać określoną funkcję. Dobre zespolenie wszczepu z kością oraz odpowiedni kształt implantu
uwzględniający rozkład naprężeń na granicy kontaktu implant – tkanka kostna oraz zapewniający
sztywne osadzenie wszczepu w kości przez cały okres jego przebywania w organizmie pozwoli na
stworzenie takich warunków, jakie towarzyszą normalnemu procesowi gojenia złamanej kości.
Aby wytwarzać różne postacie implantów przez wzrastającą liczbę producentów na świecie,
zachodziła potrzeba opracowania określonych zasad projektowania, wytwarzania i kwalifikacji ich
jakości. Ugruntowanie zasad prawnych i normatywnych stwarzało możliwość dokonywania
wymiany doświadczeń klinicznych z implantami i stanowi do dziś podstawę do weryfikacji oraz
optymalizacji rozwiązań konstrukcyjnych, oceny jakości użytkowej implantów i biomateriałów oraz
opracowania metodologii określania ich własności [7].
Przy projektowaniu implantu pierwotnie określona jest jego postać użytkowa. Ustalane są cechy
geometryczne implantu, które muszą uwzględniać szerszą populację pacjentów, a więc ich cechy
antropometryczne. Zazwyczaj przygotowany jest typoszereg wymiarowy implantów odnoszony do
określonej populacji pacjentów (dorośli, dzieci, mężczyźni, kobiety, wiek, ciężar itp.). Kolejno na
przesłankach biomechanicznych rozpatrywane są zagadnienia obciążeń wybranych struktur
komórkowych, ich własności fizyczne (rozkłady gęstości, współczynników sprężystości, cech
geometrycznych). Analiza stanu naprężeń i przemieszczeń w układzie implant-tkanki pozwala
dobrać optymalne własności mechaniczne biomateriałów lub kompozycji biomateriałów. W
kolejnych analizach rozpatrywane są zagadnienia więzi kontaktowej biomateriał – tkanka - płyn
ustrojowy, która jest uzależniona od własności fizykochemicznych materiału, a więc jego struktury
chemicznej i fazowej, własności mechaniczno-elektrycznych. Uwzględniana jest też struktura
materiału, faktografia powierzchni implantu, siły połączenia w różnych warunkach stymulacji. Ten
zakres oceny jakości materiału odnoszony jest już do określonych struktur organizmu, a wiec na
poziomie cytologii i histologii z procesami biochemicznymi. Tu powinny być uwzględnione reakcje
odczynowe i immunologiczne, a więc biotolerancja implantu w środowisku tkanek i płynów
ustrojowych [7].
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
98
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Kwalifikacja biomateriałów oraz wytwarzanych z nich implantów często zbudowanych z wielu
elementów konstrukcyjnych, wykonanych niekiedy z różnych biomateriałów lub biomateriałów
kompozytowych, jest wieloetapowa i bardziej złożona metodycznie, niż prowadzi się ją w
odniesieniu do tradycyjnych materiałów konstrukcyjnych.
Podstawą kwalifikacji biomateriału jest określenie jego struktury chemicznej i fazowej, które
prowadzone jest wg ustaleń normatywnych i obejmuje zarówno ocenę jakościową, jak i ilościową
(skład chemiczny i fazowy, stopień zanieczyszczenia materiału, wielkość ziarna itp.). Normy
przedmiotowe determinują rodzaj i ilość analizowanych składników. Stężenia składników
utrzymywane muszą być w założonych granicach tolerancji. Zalecana jest także kontrola własności
mechanicznych (statyczna próba: rozciągania, ściskania, zginania, skręcania, pomiary twardości i
modułów sprężystości). Wielkości uzyskane z prób odnoszone są do zaleceń normatywnych, w
których przyjmowana jest ich odpowiednia tolerancja. Zróżnicowanie cech mechanicznych
biomateriałów zależy od stanu umocnienia (np. odlewany, wyżarzony, obrobiony cieplnie czy
przerobiony plastycznie) lub też postaci półwyrobu, a niekiedy techniki wytwarzania.
Uzupełniająco prowadzi się badania własności fizykochemicznych (odporności korozyjnej
biomateriałów, własności elektrycznych, rozszerzalności itp.). Badania powinny być prowadzone w
laboratoriach akredytowanych dla ustalenia populacji próbek i oszacowane statystycznie [126,
127].
Oprócz badań jakości biomateriałów prowadzona jest ocena jakości implantów. W tej grupie
badań stosowane są dodatkowe próby kwalifikacyjne, które odzwierciedlają przydatność implantu
do określonych zastosowań i techniki operacyjnej. Badania te dostarczają uzupełniających
informacji o własnościach fizykochemicznych wyrobów.
Kwalifikacja jakości biomateriału wymaga ostatecznie przeprowadzenia dodatkowych badań
biologicznych w tkankach zwierząt doświadczalnych. Badania te wykonywane są wg algorytmów
przewidzianych w przepisach normatywnych i obejmują ocenę biotolerancji wszczepów z danego
biomateriału w tkankach dwóch gatunków zwierząt z zalecanej grupy (szczury, króliki, psy, barany i
cielęta). W badaniach tych mogą być ujawnione reakcje toksykologiczne, alergiczne czy też efekty
drażnienia.
Badania prowadzi się dla dwóch grup zwierząt – doświadczalnej, w tkankach których bada się
biomateriał testowanego producenta, oraz kontrolnej, którym wszczepia się z kolei biomateriały
wzorcowe. Badania prowadzi się w wytypowanych jednostkach doświadczalnych, które posiadają
wymagane uprawnienia.
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
99
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Po ustalonym okresie wszczepione implanty są pobierane i ocenia się reakcje okołowszczepowe i
ogólne u zwierząt. Jako uzupełniające prowadzone są badania biomateriału (ubytków korozyjnych,
zmian strukturalnych).
Rodzaje badań wykonywanych na tym etapie doświadczeń zalezą od przewidzianego okresu
implantacji danego biomateriału. W zależności od przewidywanego okresu kontaktu biomateriału
z tkankami w przepisach prawnych zalecane są następujące badania: cytotoksyczności, działania
uczulającego i drażniącego lub reaktywności skórnej, toksyczności ogólnoustrojowej (ostrej),
subchronicznej (podostrej) i przewlekłej genotoksyczności, toksycznego wpływu na rozrodczość i
rozwój oraz zgodności z krwią. Do badań przewiduje się następujące tkanki: skórę, krążącą i
pobraną krew, tkanki miękkie, kości, zębiny oraz tkanki organów wewnętrznych (wątroby,
śledziony, nerek, płuc i serca) [125, 128, 129].
Pozytywny wynik tych badań umożliwia prowadzenie kolejnych badań klinicznych. Ośrodki
prowadzące badania kliniczne muszą mieć odpowiednie uprawnienia. Do prowadzenia badań
konieczna jest akceptacja Komisji Etycznej powoływanej w jednostkach służby zdrowia, najczęściej
akademickich. W procedurze realizacji badań klinicznych muszą być jasno sprecyzowane cele
badań, metodyka, kryteria włączenia i wyłączenia z badan oraz ustalony musi być okres badań
klinicznych. Konieczna jest też zgoda pacjentów na prowadzone badania i wyczerpująca informacja
o możliwości negatywnych skutków prowadzonych badań [125, 128, 129].
Wyniki badań klinicznych powinny zawierać szczegółowe informacje o zakresie prowadzonych
obserwacji, tolerancji i biodegradacji implantów łącznie z podaniem opisów chorych, u których
wystąpiły objawy niepożądane oraz uwagi dotyczące klinicznych efektów praktyczno-użytkowych.
Ostateczna kwalifikacja jakości i przydatności klinicznej implantów z określonych biomateriałów,
pochodzących od danego wytwórcy, może nastąpić po uzyskaniu pozytywnych opinii kilku
ośrodków klinicznych [1,7].
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
100
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
SPIS ILUSTRACJI
str.
1 Podział stosowanych obecnie biomateriałów [4,5] 5
2 Najważniejsze obszary zastosowania biomateriałów [7] 6
3 Klamry z pamięcią kształtu zastosowane w osteosyntezie [16] 8
4 Stent wieńcowy: a) nierozprężony na baloniku, b) rozprężony stent na baloniku, c) rozprężony stent po
usunięciu balonika [19]
10
5 Zmiana masy cząsteczkowej, wytrzymałości oraz ciężaru w funkcji czasu dla implantów wykonanych z
polimerów resorbowalnych [25]
12
6 Syntetyczny, wchłanialny, jednowłóknowy materiał szewny wykonany z polipropylenu [31] 15
7 Przykładowe gazy opatrunkowe [31] 21
8 Splot włókniny [31] 21
9 Widok przędzy tkackiej [31] 22
10 Przykłady narzędzi bezprzegubowych: a) hak odciągający typu Richardson; b) haczyk [40] 30
11 Przykłady narzędzi: a) jednoprzegubowego – igłotrzymacz typu Hegar; b) wieloprzegubowego – nożyce do
cięcia żeber typu Stille – Liston [40]
30
12 Przykłady narzędzi chirurgicznych o ostrych częściach roboczych: a) nóż chirurgiczny typu Virchow, b)
odgryzacz kostny typu Mead, c) kleszcze do ciecia kości typu Cleveland [44]
32
13 Przykłady narzędzi chirurgicznych o gładkich częściach roboczych: a) hak chirurgiczny trójłyżkowy typu
Collin, b) łopatka jelitowa typu Reverdin [44]
33
14 Przykłady narzędzi chirurgicznych o częściach roboczych z nacięciami: a) kleszczyki naczyniowe typu
Overholt – Martin, b) igłotrzymacz typu Crile [44]
33
15 Przykłady uchwytów narzędzi chirurgicznych jednoczęściowych: a) hak chirurgiczny typu Mikulicz, b)
skalpel, c) skrobaczka kostna typu Bruns [44]
34
16 Przykłady uchwytów narzędzi chirurgicznych dwuczęściowych: a) kleszcze porodowe McLean – Luikart, b)
pinceta typu Standard, c) nożyczki chirurgiczne typu Mayo – Stille, d) kleszcze do cięcia kości typu Stille –
Liston [44]
34
17 Zastosowanie złącza prostego do połączenia rękojeści skalpela z wymiennym brzeszczotem [44] 35
18 Przykłady narzędzi dwuczęściowych wyposażonych w elementy specjalne: a) sprężyna płaska w kleszczach
do trzymania odłamów kostnych typu Frosch, b) sprężyna płaska w kleszczach do ciecia kości typu
Markwalder, c) sprężyna płaska podwójna w igłotrzymaczu typu Hösel, d) sprężyna naciskowa w zaciskaczu
do naczyń krwionośnych typu Buldog [41,44]
35
19 Schemat urządzenia do azotowania jarzeniowego: 1 - komora, 2 - zasilacz
elektryczny, 3 - wsad, 4 - dozownik gazów, 5 - pompa próżniowa [47]
37
20 Przykłady zastosowania obróbki laserowej 38
21 Schemat przemian możliwych do wykonania w procesie zol-żel 39
22 Schemat tworzenia się powłoki natryskiwanej cieplnie, 1- lot cząstki w kierunku natryskiwanej powierzchni,
2- cząstki metalu i warstewek tlenkowych tworzące natryskiwaną powłokę [45]
40
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
101
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
23 Schemat procesu PVD – nanoszenie warstw Al przez odparowanie grzaniem oporowym stałego Al w próżni 41
24 Krzywa polaryzacji żelaza w kwasie siarkowym [57] 44
25 Schemat procesu anodowania 45
26 Morfologia powierzchni tytanu po utlenianiu anodowym przy 50A/m2, 340V [61] 46
27 Schemat praw kinematycznych utleniania metali ; Δm- przyrost masy związanego utleniacza , S-
powierzchnia próbki metalu, t-czas [69]
48
28 Klamry z pamięcią kształtu zastosowane w osteosyntezie [14] 53
29 Wykres Schaefflera uwzględniający równoważnik CrE i NiE [7] 54
30 Zestaw do stabilizacji zewnętrznej kości [14]: a) jednostronne; b) dwustronnie utwierdzone; c) układ
trójkątny z wszczepami jednostronnie utwierdzonymi; d) układ trójkątny z wszczepami jedno- i
dwustronnie utwierdzonymi; e) układ półkołowy z wszczepami jedno- i dwustronnie utwierdzonymi; f)
układ kołowy z wszczepami dwustronnie utwierdzonymi
55
31 Nowoczesny tytanowy implant [83] 57
32 Wypełnianie ubytków implantami 58
33 Wyposażenie gabinetu stomatologicznego 61
34 Przykład leczenia protetycznego [86] 61
35 Struktura dendrytyczna stopu Co-Cr-Mo, [92] 63
36 Endoproteza stawu kolanowego [95] 64
37 Elementy kształtowe do zespoleń [96] 64
38 Wkręt kostny wykonany z tytanu [93] 66
39 Mechaniczna zastawka serca [93] 67
40 Wkręt stomatologiczny [93] 67
41 Kliny na galluksy 69
42 Kliny przeciw płaskostopiu podłużnemu 70
43 Wkładki ortopedyczne 70
44 Wkładki ortopedyczne termoplastyczne z podniesieniem sklepienia 71
45 Wkładki pod pięty 72
46 Wkładki wentylujące 72
47 Żelowe podpiętki pod ostrogi 73
48 Podkładka metatarsalna 73
49 Proteza kosmetyczne ramienia [116] 74
50 Proteza kosmetyczne przedramienia [116] 75
51 Proteza kosmetyczna dłoni [117] 75
52 Implant kosmetyczny dla mężczyzn 76
53 Implant łydki 76
54 Implanty o powierzchni teksturowanej wypełnione żelem silikonowym 77
55 Implanty piersi o powierzchni z pianki mikropoliuretanowej (MPS) 78
56 Implanty piersi o powierzchni gładkiej wypełnione żelem silikonowym 79
57 System Rehabilitacji Kardiologicznej 81
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
102
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
58 System do rehabilitacji ruchowej kończyn dolnych 82
59 Trzymodułowy pionizator statyczno-dynamiczno-rehabilitacyjny 83
60 Poręcze do nauki chodzenia 84
61 Elektryczny rotor do ćwiczeń czynnych i biernych 84
62 Elektryczny rotor do rehabilitacji kończyn 85
63 Wózek inwalidzki 86
64 Przykłady sprzętu do rehabilitacji domowej 87
65 Ćwiczenia na basenie 88
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
103
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
SPIS TABEL
str.
1 Czynniki odgrywające rolę w osteointegracji wszczepu [109] 66
2 Właściwości ważniejszych metalowych materiałów implantacyjnych [113] 68
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
104
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
SPIS LITERATURY
Literatura źródłowa 1
1. Biocybernetyka i Inżynieria Biomedyczna 2000. Biomateriały IV tom, PAN, [red.] M. Nałęcz,
Akademicka Oficyna Wydawnicza EXIT, Warszawa 2003.
2. Biomaterials Consensus Conference at the National Institute of Heath, 1982
3. Williams D.F. (ed.): Definitions in biomaterials. Amsterdam-Oxford-New York-Tokyo.
Elsevier 1987, s. 24.
4. Marciniak J. i inni: Biomechaniczne, metaboliczne, bioelektroniczne i kliniczne aspekty
złamań. Praca badawcza Inst. Metaloznawstwa Pol. Śl., Gliwice 1986-90.
5. Maciejny A.: Zadania inżynierii materiałowej. Inżynieria Materiałowa nr 6, 1994.
6. Otfinowski J., Pawelec A.: Powikłania alloplastyki stawu biodrowego związane z
zastosowaniem polietylenu jako elementu endoprotezy. Materiały seminarium
„Biomechanika w implantologii”, Ustroń 1997
7. Marciniak J.: Biomateriały. Wydawnictwo Politechniki Śląskiej, Gliwice 2002
8. Poloński L. (red.): Podstawy kardiologii. Katowice, Zakład Poligrafii Śląskiej Akademii
Medycznej, 2000
9. Materials Science and Engineering for the 1990s. National Research Council, National
Academy Press, Washington D.C. 1989.
10. Drugacz J., Januszewski K., Lekston Z.: Zespolenia złamań żuchwy tytanowo-niklowymi
implantami z pamięcią kształtu. Materiały konferencji „Biomateriały w stomatologii”,
Ustroń 1995
11. Surowska B., Weroński A.: Struktura i własności biomateriałów. Prace Naukowe
Politechniki Lubelskiej 219, Mechanika, nr 50, 1995
12. Kaliszewski E., Miśta S., Pisarek I.: Dobór składu chemicznego stali na krajowe
implanty chirurgiczne. Hutnik, nr 4, 1989
13. Łaskawiec J., Michalik R.: Zagadnienia teoretyczne i aplikacyjne w implantach.
Wydawnictwo Politechniki Śląskiej, Gliwice 2002
14. Będziński R.: Biomechanika inżynierska. Zagadnienia wybrane. Oficyna Wyd.
Politechniki Wrocławskiej. Wrocław 1997
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
105
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
15. Williams D.: Materials Science and Technology – Medical and Dental Materials. R.W. Cahn,
P. Haasen, E.J. Kramer, vol.14
16. Soga Y., Doi H., Yoneyama T.: Tensile properties and transformation temperatures of Pd
added Ni-Ti alloy dental castings. Journal of Materials Science – Materials in Medicine, nr
11, 2000.
17. Pawelec A., Otfinowski J.: Niejednorodna struktura wewnętrzna polietylenu jako źródło
powikłań alloplastyki stawu biodrowego. Materiały seminarium „Biomechanika w
implantologii”, Ustroń 1997
18. Gierzyńska-Dolna M., Sobociński M., Więckowski W.: Trybologiczne właściwości polietylenu
stosowanego w medycynie. Acta of Bioengineering and Biomechanice, vol.2, suppl. 1,
2000-Materiały XVI Szkoły Biomechaniki
19. Koszul J., Stodolnik B.: Głowy endoprotez częściowych z polietylenu. Materiały
Konferencji „Nowe materiały i technologie dla medycyny”, Częstochowa-Kokotek, 1995.
20. Balin A., Toborek J.: Wpływ cech materiałowych i konstrukcyjnych komponentów
sztucznego stawu biodrowego na jego biofunkcjonalność. Materiały Konferencji „Nowe
materiały i technologie dla medycyny”. Częstochowa-Kokotek 1995
21. Balin A., Toborek J.: Wpływ własności cementu chirurgicznego na biofunkcjonalność
sztucznego stawu biodrowego. Materiały Seminarium „Biomechanika w implantologii”,
Ustroń 1997
22. Gogolewski S.: Polimery resorbowalne w medycynie. Materiały VII Konferencji
Naukowej „Biomateriały w medycynie i weterynarii”. Rytro 1996
23. Middleton J., Tipton A.: Synthetic biodegradable polymers as orthopedic devices.
Biomaterials, 21, 2000, 2335-2346.
24. Gugała Z., Gogolewski S.: Cementy ceramiczne jako wypełniacze ubytków kostnych
traktowanych resorbowalnymi membranami polimerowymi. Materiały VI Konferencji
Naukowej „Biomateriały węglowe i ceramiczne”, Rytro 1995
25. Ślosarczyk A.: Bioceramika hydroksyapatytowa. Polski Biuletyn Ceramiczny, nr 13, Polskie
Towarzystwo Ceramiczne, Kraków 1997
26. Rosiek D., Wala G.: Porowata i warstwowa ceramika korundowa jako biomateriał.
Ceramics, nr 46, 1994
27. Ashby M.: Dobór materiałów w projektowaniu inżynierskim. Wydawnictwo
Naukowo-Techniczne, Warszawa 1998
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
106
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
28. Maw J.L., Quinn J.V., Wells G.A.: A prospective comparison of octylcyanoacrylate
tissue adhesive and suture for the closure of head and neck incisions. J. Otolaryngol.
26, 1997, 26-30
29. Osmond M.H., Klassen T.P., Quinn J.V.: Economic comparision of a tissue adhesive
and suturing in the repair of pediatric facial lacerations. J. Pediatr. 126, 1995, 892-895
30. Quinn J., Maw J., Ramotar K.: Octylcyanoacrylate tissue adhesive versus suture wound
repair in a contaminated wound model. Surgery 122, 1997, 69-72
31. www.wikipedia.pl
32. Pocius A.V.: Adhesion and adhesive technology. Hanser Publ., Munich, 1997
33. Toriumi D.M., O`Grady K., Desai D.: Use of octyl – 2 – cyanoacrylate for skin closure in
facial plastic surgery. Plast. Reconstr. Surg. 102, 1998, 2209-2219
34. Callaghan J.J.: The clinical results and basic science of total hip arthroplasty with
porous – coated prostheses. J. Bone Joint Surg. Am. 75, 1993, 299-310
35. Jiranek W.A., Hanssen A.D., Greenwald A.S.: Antibiotic – loaded bone cement for
infection prophylaxis in total joint replacement. J. Bone Joint Surg. Am. 88, 2006,
2487 – 2500
36. Juszkiewicz Wł., Pielka S., Staniszewska – Kuś J., Paluch D.: Badanie odczynu
tkankowego na wszczepy cementu apatytowego zawierającego wankomycynę.
Polimery w Medycynie 23, Nr 3, 2003, 19-25
37. Budynek M., Nowacki C.: Opatrywanie ran – wiedza i umiejętności. Makmed, Lublin, 2008.
38. Farmacja praktyczna. R. Jachowicz [red.], PZWL, Warszawa, 2008.
39. Eibl-Eibesfeldt B., Kessler S.: Opatrunki. Urban i Partner, 1999.
40. Paszenda Z., Tyrlik-Held J.: Instrumentarium chirurgiczne. Wydawnictwo Politechniki
Śląskiej. Gliwice 2003
41. Hendzel M.: Narzędzia i urządzenia medyczne – budowa i naprawa. Wydawnictwo
szkolne i pedagogiczne, wyd. II. Warszawa 1987
42. PN-EN 10088-1:1998: Stale odporne na korozję. Gatunki
43. ISO/DIS 7153-1-1998: Surgical instruments – Metallic materials
44. Katalog instrumentarium chirurgicznego firmy Martin – Chirurgie – Katalog
45. www.pg.gda.pl/~kkrzyszt/skrypt.html
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
107
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
46. Burakowski T., Wierzchoń T.: Surface engineering of metals: principle, equipment,
technology. CRS Press, Boca Raton, New York, London 1999
47. Wolarek Z.: Wnikanie, transport i absorpcja wodoru przez azotowane żelazo. Instytut
Chemii Fizycznej PAN, Warszawa, 2007
48. Czarnowska E., Wierzchoń, Maranda A., Kaczmarkiewicz E.: Improvement of titanium alloy
for biomedical applications by nitriding and carbonitriding processes under glow discharge
conditions. J. Mater. Sci. 11, 2000, 73 -81
49. Wierzchoń T., Czarnowska E., Krupa D.: Inżynieria powierzchni w wytwarzaniu
biomateriałów tytanowych. Oficyna Wydawnicza Politechniki Warszawskiej, Warszawa,
2004
50. Han Y., Hong S.-H., Xu K.W.: Porous nanocrystalline titania films by plasma electrolytic
oxidation. Surf. Coat. Technology 154, 2002, 314-318
51. Hammersley G., Hackel L.A., Harris F.: Surface prestressing to improve fatigue strength of
components by laser shot peening. Optics Lasers Engi. 34, 2000, 327-337
52. Montross C.S., Wei T., Ye L., Clark G., Mai Y-W.: Laser shock processing and its effect on
microstructure and properties of metal alloys: a review. Int. J. Fatigue 24, 2002, 1021-1036
53. Burakowski T., Marczak J., Napadłek W., Sarzyński A., Modyfikacja właściwości warstwy
wierzchniej stopów metali falą uderzeniową generowaną impulsem laserowym – stan
aktualny oraz perspektywy. Problemy Eksploatacji – Zeszyty Naukowe Instytutu Technologii
Eksploatacji, t.54, nr 3, 2004, 83-102
54. www.wsiddata.esco.pl/krajewska.pdf
55. B. Formanek, K. Szymański: Natryskiwane cieplnie powłoki o wysokiej odporności na
zużycie erozyjne i korozyjne, Inżynieria Materiałowa 2004, 4(141),783-790
56. K. Byrappa, T. Adschiri: Progressin Crystal Growthand Characterization of Materials, 53,
2007, 117-166
57. G. Wranglen, Podstawy korozji i ochrony metali,WNT, Warszawa ; 1985
58. B. Formanek, K. Szymański, Natryskiwanie cieplne płomieniowo kompozytowe powłoki
zawierające węgliki chromu, tytanu i wolframu, KOMPOZYTY (COMPOSITES) 6(2006)1, 52-
57
59. E. Krasicka-Cydzik, Formowanie cienkich warstw anodowych na tytanie i jego
implantowanych stopach w środowisku kwasu fosforowego, Monografia, Zielona Góra,
2003
60. P. Tengvall, I. Ludstrom, Phisico-chemical considerations of titanum as a biomateral, Clin.
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
108
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
Mater. 9(1992), 115-134
61. X. Zhu, K-H Kim, Y.Jeong, Anodic oxide films containing Ca and P of titanum biomaterial,
Biomaterials, 22(2001), 2199-2206
62. J. Deplancke,R. Winand, Galvanostatic anodization of titanum-I. Structuress and
compositions of the anodic films, Electrochim. Acta, 33(11)(1988),1539-1549
63. T. Sul, C. Johansson, Y. Jeong, T. Albektsson, The electrochemical oxide growth behaviour
on titanum in acid and alkaline electrolytes, med. Eng. Phys., 23 (2001), 329-346
64. J. Lausmaa, B. Kasemo, H. Mattsson, H. Odelius, Multi-technique surface characterization
of oxide films on electropolished and anodically oxidized titanum, Appl.Surf.Sci.,
45(1990),189-200
65. H. Badekas, C.Panagopoulos, Titanum anodization under constant voltage conditions, Surf.
Coat. Technol., 31(1987), 381-339
66. E. Krasicka-Cydzik, j. Głazowska, Elektrochemiczna metoda formowania bioaktywnych
warstw na Ti i jego stopach, Uniwersytet Zielonogórski, Zielona Góra, 115-121
67. C. Sittig, M. Textor, N.D. Spencer, M. Wieland, P.-H. Valloton, on implant materials CP Ti,
Ti6Al7Nb, Ti6Al4V with different parameters. J. Mater. Sci., Mater. Med. 10,1, 1999,35-46
68. L.A. Dobrzański, Metaloznawstwo z podstawami nauki o materiałach, WNT, Warszawa,
1996
69. www.biofizyka.p.lodz.pl
70. www.zmio.ps.pl; S. Mrowec, Korozja gazowa;Wydawnictwo”Śląsk”, Katowice, 1975
71. K.Byrappa, M. Yoshimura, Handbook of hydrotermal technology, Noyes Publications, New
Jersey, USA, 2001
72. Podręcznik dla asystentek i higienistek stomatologicznych. Z. Jańczuk [red.], PZWL,
Warszawa, 2009.
73. G. Harmsen: Przebieg operacji od A do Z. Praktyczny przewodnik dla instrumentariuszek.
PZWL, Warszawa, 1999.
74. Bojarski Z., Morawiec H.: Pamięć kształtu w metalach. Archiwum Nauki o
Materiałach, t.I, z. 1-2, 1980, 5-20
75. Ciszewski B., Przetakiewicz W.: Nowoczesne materiały w technice. Wydawnictwo
Bellona, Warszawa 1993
76. Likibi F., Assad M., Jarzem P., Leroux M.A., Coillard Ch., Chabot G., Rivard Ch.-H.:
Osseointegration study of porous nitinol versus titanium orthopaedic implants.
Eur. J. Orthop. Surg. Traumatol. 14, 2004, 209-213
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
109
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
77. Williams D.: Materiale Science and Technology – Medical and Dental Materials.
R.W. Cahn, P. Haasen, E.J. Kramer, vol.14
78. Soga Y., Doi H., Yoneyama T.: Tensile properties and transformation temperatures of
Pd added Ni-Ti alloy dental castings. Journal of Materials Science – Materials in
Medicine, nr 11, 2000, 695-700
79. Drugacz J., Januszewski K., Lekston Z.: Zespolenia złamań żuchwy tytanowo-
niklowymi implantami z pamięcią kształtu. Materiały konferencji „Biomateriały w
stomatologii”, Ustroń 1995, 25-30
80. Surowska B., Weroński A.: Struktura i własności biomateriałów. Prace Naukowe
Politechniki Lubelskiej 219, Mechanika, nr 50, 1995
81. Kaliszewski E., Miśta S., Pisarek I.: Dobór składu chemicznego stali na krajowe
implanty chirurgiczne. Hutnik, nr 4, 1989, 127-133
82. http://stomatolog.com.pl/index.php/implanty-dentystyczne
83. http://www.dental-tomaszow.pl/
84. http://www.implamed.pl/
85. http://www.medserwis.pl/?p=4097,600,10
86. http://www.bdclinic.pl/index.php?option=com_content&task=view&id=107&Itemid=67
87. Stodolnik B.: Badania materiałowe i biologiczne stopów kobaltowych Endocast i Endocast
SL o przeznaczeniu biomedycznym. Mechanika w Medycynie 6, Rzeszów 2002
88. Grosman F., Hetmańczyk M., Balin A., Toborek J.: Mechaniczne i materiałowe
uwarunkowania rozwoju endoprotezoplastyki. Inżynieria Materiałowa, nr 3-4, 1994, 73-76
89. Weroński A., Surowska B., Cieśla M.: Struktura i własności stopu kobaltu na
endoprotezy. Inżynieria Materiałowa, nr 5, 1990, 111-115
90. Shuang Z., Langer E.: Effects of alloy additions on the microstructures and tensile
properties of cast Co-Cr-Mo alloy used for surgical implants. Journal of Materials Science,
vol. 24, 1989, 4324-4330
91. Bojar Z.: Analiza wpływu struktury na odporność korozyjną i mechanizm pękania stopów
kobaltu typu Vitalium. Rozprawa habilitacyjna, Wojskowa Akademia Techniczna, Wrocław
1992
92. Balin A., Toborek J.: Zastosowanie metody badań niskocyklicznych do oceny
trwałości cementowej endoprotezoplastyki. Inżynieria Materiałowa, nr 5, 1992, 134-136
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
110
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
93. Surowska B., Weroński A.: Wpływ składu chemicznego i technologii wykonania na strukturę
nowych stopów kobaltu dla celów medycznych. Wiadomości Hutnicze, nr 11-12, 1987, 282-
286
94. Katalog „External Fixation Product Catalog”. EBI, 1999
95. Katalog: ESKA Implants Gmbh and Co, 1999
96. Marciniak J.: Tworzywa metaliczne w zastosowaniach stomatologicznych. Materiały
Konferencji „ Biomateriały w stomatologii”, Ustroń 1995, 77-83
97. Kusz D.: Rys historyczny i uwarunkowania rozwoju endoprotezoplastyki stawu
biodrowego. Inżynieria Materiałowa, nr 2, 1998, 36-39
98. Czyrny S.: Leczenie złamań kości długich metodą osteosyntezy zewnętrznej. Tylman
99. Dziak A. (red.): Traumatologie narządu ruchu. Warszawa, PZWL, 1, 1985, s.133
100. Milosev I., Metikos – Hukovic M., Strehblow H.: Passive film on orthopaedic TiAlV
alloy formed in physiological solution investigated by X-ray photoelectron spectroscopy.
Biomaterials, nr 21, 2000, 2103-2113
101. Marciniak J., Paszenda Z.: Biotolerancja biomateriałów metalicznych.
Spondyloimplantologia zaawansowanego leczenia kręgosłupa Systemem DERO. Pod red.
Ciupik L.F., Zarzycki D. Polska Grupa DERO, Stowarzyszenie Studiów i Badań Kręgosłupa.
Zielona Góra 2005
102. Maeusli P., Bloch P., Steinemann S.: Surface characterisation of titanium and Ti-
alloys. Biological and Biomechanical Performance of Biomaterials, Elsevier Science
Publishers, Amsterdam 1986, 57-62
103. Ninomi M., Kobayashi T.: Fracture characteristic, microstructure and tissue reaction
of Ti5Al2,5Fe alloy for orthopaedic surgery. Metallurgical and Materials Transactions A, vol.
27A, 1996, 3925-3935
104. Schmitz H., Fritz T., Fuhrman G.: Biomechanic and histomorphometric studies of HIP
titanium glass ceramic, a new implant material, compared with glass ceramics, titanium
and titanium alloy. Deutsche Zeitschrift fur Mund-, Kiefer-, und Gesichts – Chirurgie, nr 14
(1), 1990, 53-60
105. Johansson C.B., Han C.H., Wennerberg A., Albrektsson T.: A quantative comparison
of machined commercially pure titanium and titanium – aluminium – vanadium implants in
rabbit bone. Int. J. Oral Maxillofac. Implants 13 (1998) 315
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
111
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
106. Han C.H., Johansson C.B., Wennerberg A., Albrektsson T.: Quantative and qualitative
investigations of surface enlarged titanium and titanium alloy implants. Clin. Oral Implants
Res. 9 (1998) 1
107. Boyan B.D., Humbert T.W., Kieswetter K. et al.: Effect of titanium surface on
chondrocytes and osteoblasts in vitro. Scan. Elektron Microsc. (Cells Mat.).
5 (1995) 323
108. Brunette D.M., Tengvall P., Textor M., Thomson P.: Titanium in medicine. Material
Science, Surface Science, Engineering, Biological Responses and Medical Applications.
Springer 2005
109. Wierzchoń T., Czarnowska E., Krupa D. : Inżynieria powierzchni w wytwarzaniu
biomateriałów tytanowych. Oficyna wydawnicza Politechniki Warszawskiej,
Warszawa 2004
110. Balin A., Toborek J.: Wpływ cech materiałowych i konstrukcyjnych komponentów
sztucznego stawu biodrowego na jego biofunkcjonalność. Materiały Konferencji
„Biomateriały w stomatologii”, Ustroń 1995
111. Marciniak J.: Zagadnienie optymalizacji i strategii rozwoju biomateriałów dla
chirurgii kostnej. Inżynieria Materiałowa, nr 4, 1991, 94-97
112. Żołyński K., Pawlik Z.: Mechanizmy niepowodzeń po całkowitych protezoplastykach
stawów biodrowych. Materiały Seminarium „Biomechanika w implantologii”, Ustroń 1997
113. Marciniak J.: Biomateriały w chirurgii kostnej. Wydawnictwo Politechniki Śląskiej.
Gliwice 1992
114. http://opiw.pl//artykuly-ortopedyczne/wkladki-ortopedyczne
115. http://www.euromedical.pl/index.php?option=com_content&task=view&id=182&It
emid=82
116. http://www.protoma.pl/zaopatrzenie-ortopedyczne.html
117. http://www.evolved.pl/410,protezy-kosmetyczne-renomowany-producent.html
118. http://www.lewkowicz.com.pl/index.php?strona_id=30
119. http://www.pofam.poznan.pl/menu2/chirurgia/implanty_posladkow.php
120. Przeździak B.: Zaopatrzenie rehabilitacyjne. Wyd. Med. Via Medica, Gdańsk 2003
121. Mikołajewska E.: Neurorehabilitacja, zaopatrzenie ortopedyczne. Wyd. Lek. PZWL,
Warszawa 2009
122. http://www.rehabilitacyjny.adverti.com.pl/
Politechnika Gdańska, międzywydziałowy kierunek „INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA”
112
BIOMATERIAŁY, Inżynieria Biomedyczna, autorzy: Beata Świeczko-Żurek, Andrzej Zieliński, Sylwia Sobieszczyk, Agnieszka Ossowska
123. Jurczyk M., Jakubowicz J.: Bionanomateriały. Wydawnictwo. Politechniki
Poznańskiej, Poznań 2008
124. Starosta R., Dyl T.: Obróbka powierzchniowa. Wyd. Akademii Morskiej w Gdyni,
Gdynia 2008.
125. Norma PN-EN ISO 10993-1. Biologiczna ocena wyrobów medycznych. Ocena i
badanie
126. Weigman S.: Surgical implant materiale. ASTM Standarization News, 1976
127. Ziobro E.: Zjawiska elektromagnetyczne i kwantowe w badaniach diagnostycznych i
w terapii bioinformacyjnej. Red.: Maciejewski B.. Systemowa terapia bioinformacyjna.
Warszawa. Symbionics, 1997, s. 24
128. Dyrektywa Rady Unii Europejskiej nr 93/42/EEC z dn. 14.06.1993. Urządzenia
Medyczne
129. Norma EN 46001:2:1995. Systemy jakości. Sprzęt medyczny
Recommended