Перспективы использования низкомодульных сплавов системы TI-(15-20)NB-(5-10)TA для создания имплантатов в травматологии и ортопедии. Доклиническое исследование

 Получены пять сплавов из системы: Ti-(15-20)Nb-(5-10)Ta   и проведены их механические испытания

ВВЕДЕНИЕ

Стремление увеличить качество и продолжитель­ность жизни человека в свою очередь предполагает изобретение биосовместимых материалов, из которых будет возможно создание искусственных органов и тканей. Особую актуальность приобретают материа­лы для оперативного лечения различных заболеваний или травм (переломов), позволяющие поддерживать оптимальные условия для регенерации костной ткани. В настоящее время в качестве материалов для травма­тологии и ортопедии применяют чаще всего металлы и их сплавы [1].

Важное значение в травматологии и ортопедии имеет интеграция материала в кость с целью улучше­ния стабильности и выживаемости имплантатов [2].

Потеря костной массы, вызванная защитой от на­пряжения металлических имплантатов, вызывает бес­покойство, поскольку потенциально может привести к дестабилизации имплантата. Покрытие поверхности и снижение структурной жесткости имплантатов - два способа улучшить прорастание кости и остеоинтегра­цию. Аддитивное производство посредством селектив­ного лазерного спекания (SLS) или электронно-лучево­го плавления (EBM) металлических сплавов позволяет производить пористые имплантаты с участками вра­стания кости, которые улучшают остеоинтеграцию и, как следствие, клинические результаты [3].

Сплавы на основе кобальта являются одними из первых биоматериалов для применения в эндопротези­ровании тазобедренного сустава. Однако данные спла­вы имеют ряд недостатков, а именно: высокий модуль упругости, биологически токсичны, дорогие по себе­стоимости [4].

Сплавы на основе магния обладают хорошей био­совместимостью, низким модулем упругости, а также являются биоразлагаемыми. Не стоит забывать о не­достатках данного материала - низкая коррозионная стойкость, выделение водорода при деградации, а так­же возможность их применения лишь на отделах ске­лета, не несущих нагрузку [5, 6].

Среди металлов также используют нержавеющую стальв различных металлофиксаторах. Несмотря на ряд недостатков (высокий модуль упругости, часто встречающиеся аллергические реакции), нержавею­щая сталь является привлекательным материалом за счет низкой стоимости, легкодоступности, а также приемлемой биосовместимости [7].

Титан (Ti, чистый титан - 98-99,6 %) характеризует­ся высокой коррозионной стойкостью и биосовмести­мостью. Чистый титан более вязкий, применяется для пористых покрытий, тотального эндопротезирования суставов, металлофиксаторов, однако имеет недостат­ки, связанные с низкой износостойкостью, высоким модулем упругости [8, 9].

 Высокий модуль упругости чистого титана (102-105 Гпа) по сравнению биологи­ческими тканями (например - с костными - 4-30 Гпа) может обусловливать низкий уровень биомеханиче­ской совместимости между материалами имплантата и окружающими его биологическими тканями и даже вызвать отторжение имплантата [10].

Добавление специальных легирующих элемен­тов к титану снижает модуль упругости. К таким легирующим элементам относятся тантал, ниобий, цирконий, ванадий, алюминий и др. Взаимодействие имплантата с тканями и внутренней средой человече­ского организма может приводить к высвобождению легирующих элементов, которые, в свою очередь, мо­гут вызывать аллергическую реакцию, что приводит зачастую к необходимости удаления такого имплан­тата [11-13].

Сплав Ti6Al4V является одним из первых биомате­риалов на основе титана для изготовления импланта­тов и до сих пор относится к одним из наиболее часто используемых материалов для этой цели благодаря лучшим механическим характеристикам по сравнению с чистым титаном и некоторыми сплавами на его ос­нове. Однако существует огромный недостаток сплава Ti6Al4V, связанный с цитотоксичным эффектом, ко­торый вызван выбросами ионов алюминия и ванадия, являющимися ядовитыми и неблагоприятно влияющи­ми на здоровье человека. Стоит отметить, что Ti6Al4V имеет более высокий модуль упругости по сравнению с костной тканью, что провоцирует эффект защиты от стресса, который вызывает резорбцию кости, соприка­сающейся с имплантатом, что, в свою очередь, приво­дит к выходу его из строя [14].

Одними из новых претендентов на лидирующие позиции по созданию имплантатов являются разраба­тываемые титановые сплавы вследствие их очень хо­рошей механической и коррозионной устойчивости и биосовместимости [15], которые содержат только не­токсичные элементы и удовлетворяют потребностям имплантата по механическим, антикоррозионным и биосовместимым свойствам, проявляют высокую ме­ханическую прочность и сопротивление усталости, имеют низкий модуль упругости, хорошую износо­стойкость и т.д.

Например, тантал и ниобий обладают высокой кор­розионной стойкостью и биосовместимостью [16, 17]. Также они используются в качестве р-стабилизаторов в титановых сплавах, способствующих уменьшению модуля упругости [10]. В работе Huifeng Wang и др., 2014,. за основу взяли ниобий, а титан применялся в качестве легирующего элемента [18]. Исследования показали хорошую биосовместимость, но недостаточ­ный модуль упругости, из чего можно сделать вывод, что для обеспечения механических свойств имплан­тата основным компонентом должен являться титан. Также следует выделить статью Jue Liu и др., 2017, в которой полученный сплав Ti-Nb-Ta показал низкий модуль упругости и более высокую коррозионную стойкость по сравнению со сплавом Ti-6Al-4V [19].

Таким образом, разработка и исследование матери­ала «сплав-системы Ti-Nb-Ta» представляет интерес для дальнейшего развития материалов для травматоло­гии и ортопедии.

Цель исследования: изучение механических и биологических свойств пяти вариантов сплавов систе­мы Ti-Nb-Ta.

МАТЕРИАЛЫ И МЕТОДЫ

Проведено исследование пяти сплавов системы Ti-Nb-Ta.

Для исследований в данной работе были вы­браны сплавы из следующего диапазона соста­вов: Ti-20Nb-10Ta, Ti-20Nb-7,5Ta, Ti-20Nb-5Ta, Ti-15Nb-10Ta, Ti-15Nb-5Ta (ат. %). В качестве шихтовых материалов использовались йодидный титан, ниобий марки Нб-1 и тантал марки ТВЧ. Плавка навесок про­водилась в электродуговой вакуумной печи с нерас­ходуемым вольфрамовым электродом L200DI фирмы LEYBOLD-HERAEUS (Германия). Получали слитки массой 30 г, которые сплавляли в единый слиток весом 180 г. Большие слитки дополнительно подвергали гомо­генизирующему отжигу в вакууме 5 ^х 10^-5 мм рт. ст. при температуре 850 °С в течение 12 ч. Деформацию литых заготовок толщиной 10-12 мм проводили методом те­плой прокатки при температуре 600 °С на двухвалковом стане ДУО-300 до конечной толщины заготовки - 1 мм.

Исследование механических свойств осуществля­лось путем растяжения на универсальной испытатель­ной машине INSTRON 3382 со скоростью растяжения 1 мм/мин. 

Плоские образцы с головками получали из плоских пластин и вырезались с помощью электро­эрозионной резки. Испытание образцов проводились по методикам ГОСТ 1497-84. Обработка результатов испытаний при определении характеристик механиче­ских свойств проводилась в соответствии с ГОСТ 1497­84 с помощью программного обеспечения INSTRON Bluehill 2.0. На одну экспериментальную точку испы­тывали по 5 образцов. Определялись значения отно­сительного удлинения, условного предела текучести, предела прочности и модуля Юнга.

Биологические свойства оценивали в эксперимен­тах in vivo. Эксперименты in vivo проводили на белых аутбредных мышах-самцах JCR, масса животных на момент включения в эксперимент 20-25 граммов, воз­раст 2-3 месяца (n = 72). Животные были поделены на 6 групп (по 12 мышей в группе), всем животных прово­дилась операция по вживлению имплантатов в мышцы бедра (табл. 1). Имплантат представлял собой образец сплава цилиндрической формы размером 1 ^х 1 ^х 8 мм (высота х ширина х длина).

Таблица 1

Типы имплантатов, вживляемых разным группам животных

* - данный сплав часто применяется в медицине и выступал в каче­стве контрольного материала

Операция проводилась под общей анестезией: зо- летил 8 мг/кг (действующие вещества — золазепама гидрохлорид, тилетамина гидрохлорид в равных про­порциях) и ксила 0,42 мл/кг (действующее вещество — ксилазина гидрохлорид 2 % раствор) внутрибрюшин­но. Перед имплантацией шерсть в периоперационной области удалялась при помощи крема Veet, кожа обра­батывалась антисептиком.

Антибиотикотерапия: непосредственно перед опе­рацией всем животным вводили 0,4 мг цефтриаксона внутрибрюшинно, после операции - 0,8 мг цефтриак- сона внутрибрюшинно.

Производился разрез кожи и фасции бедра по на­ружной поверхности. Раздвигались мышечные волок­на и глубоко в рану помещались экспериментальные образцы, после чего рана ушивалась и обрабатывалась антисептиком (рис. 1).

Гистологическое исследование тканей проводилось в трех временных точках: на 1, 4, 12 неделе после опе­рации, что соответствует ранней, средней и поздней фазам после имплантации. На точку наблюдения при­ходилось 3 мыши.

Материал, подлежащий исследованию (конечность, почки, печень), фиксировали в 10 % нейтральном (забуфе- ренном) формалине в течение 10-24 часов. После вырезки фрагменты ткани обрабатывались в гистопроцессоре Leica TP1020 (производитель Leika Microsystems, Германия) по стандартному протоколу, после чего производилась залив­ка в парафиновые блоки. Гистологические срезы толщиной 3-5 мкм получали при помощи микротома Leica RM2245 (производитель Leika Mikrosystems, Германия). Изготов­ленные гистологические препараты окрашивали гематок­силином и эозином в гистостейнере Leica Autosteiner XL (производитель Leika Microsystems, Германия), проводи­лась дополнительная окраска по Ван-Гизону, для изучения структуры соединительной ткани, а также оценки стадий фибрина. Полученные гистологические препараты иссле­довались в световом микроскопе Leika DFS 295 (произво­дитель Leika Microsystems, Германия).

РЕЗУЛЬТАТЫ

Усредненные результаты испытаний приведены в таблице 2.

Таблица 2

Механические свойства сплавов

На основании полученных данных можно сде­лать вывод, что все образцы обладают хорошей пластичностью (от 11,5 до 14,6 %), прочностью (от 549 до 673 МПа) и модулем Юнга, колеблющемся от 42 до 50 ГПа. Предел текучести также изменя­ется в зависимости от состава сплава в пределах 188-572 МПа.

Наиболее высокой прочностью обладает сплав Ti-15Nb-5Ta, который также имеет минимальный модуль Юнга, высокий предел текучести и хоро­шую пластичность. Также следует отметить сплав Ti-15Nb-10Ta следующим по прочности сплавом с показателем пластичности выше, чем у Ti-15Nb-5Ta.

Также можно заметить, что при увеличении доли ни­обия падает предел прочности материала, т.е. сплавы с содержанием 20 % ниобия обладают наименьшей прочностью.

В сравнении с TiAl6V4 полученные сплавы при­мерно соответствуют по пластичности и обладают примерно в 2 раза меньшим модулем Юнга, что долж­но обеспечить лучшую биомеханическую совмести­мость между имплантатом и окружающими его био­логическими тканями, препятствуя эффекту защиты от стресса и, соответственно, резорбции кости. 

Относи­тельно низкий предел прочности полученных сплавов не снижает обозначенного выше преимущества перед TiAl6V4, так как данной прочности вполне хватает для предполагаемого применения.

Оценка биологических свойств сплавов in vivo

Хирургическое лечение и послеоперационный период

Операции были успешно завершены на всех жи­вотных. В раннем послеоперационном периоде от­мечен 1 летальный исход в группе Ti-20Nb-7,5Ta, связанный с анестезиологическим пособием, что со­ставило 1,4 %.

В 4-х случаях смерть наступила на фоне воспа­ления с развитием сепсиса в группах Ti-20Nb-10Ta, Ti-20Nb-7,5Ta, Ti-20Nb-5Ta, Ti-15Nb-10Ta. Общая ле­тальность составила 6,9 %. Гистологические препара­ты тканей животных, погибших на фоне воспалитель­ной реакции, представлены на рисунке 2.

По результатам исследования биологических свойств in vivo образцов листов сплава системы Ti-Nb-Ta, основанных на полуколичественной оценке активности воспаления, выявлялись следующие при­знаки: для первой недели эксперимента активность воспаления разной степени выраженности (от низкой до высокой) отмечалась во всех экспериментальных группах, кроме контрольной (рис. 3-6).

При оценке исследования биологических свойств in vivo образцов листов сплава системы Ti-Nb-Ta, предпочтение можно отдать сплавам Ti-20Nb-5Ta и Ti- 15Nb-10Ta, так как выраженность воспаления в динам­ке уменьшалась (табл. 3).