ortopedik biyomalzeme uygulamaları

İSTANBUL TEKNİK ÜNİVERSİTESİ
METALURJİ VE MALZEME MÜHENDİSLİĞİ
MBM 514 BİYOMALZEMELER
ORTOPEDİK BİYOMALZEME
UYGULAMALARI
HAZIRLAYANLAR
506101417 MELTEM İPEKÇİ
521101002 ASUMAN KOÇ
521101020 SÜMBÜLE SAĞDİÇ
PROF.DR GÜLTEKİN GÖLLER
2010-2011 Bahar Dönemi
12.05.2011
İÇİNDEKİLER
1. GİRİŞ................................................................................................................... 1
2. ORTOPEDİK UYGULAMALARINDA KULLLANILAN BİYOMALZEMELER....................3
1.4Seramik Malzemeler.....................................................................................11
1.4.1Alümina..................................................................................................11
1.4.2Kalsiyum Alüminatlar.............................................................................12
1.4.3Zirkonya.................................................................................................12
1.4.4Biyocamlar.............................................................................................12
1.4.5Kalsiyum Fosfatlar..................................................................................13
3. KEMİK YAPISI VE ORGANİZASYONU...................................................................17
1.6 Kemik Matriksi.............................................................................................17
1.7 Kompakt Kemik Dokusu ve Yapısı...............................................................17
1.7.2Endosteum.............................................................................................20
1.8Spongiyöz Kemik Dokusu (Trabeküllü Kemik)..............................................20
4. KIRIK MEKANİZMASI..........................................................................................21
1.9Uzun Kemiklerin Tamiri................................................................................21
5. ORTOPEDİK UYGULAMALAR..............................................................................23
6. ORTOPEDİK BİYOMALZEMELER: KLİNİK İLİŞKİLER.............................................35
7. ORTOPEDİK BİYOMALZEMELERDE KOROZYON.................................................38
8. AŞIRI DUYARLILIK............................................................................................. 46
9. SONUÇLAR .......................................................................................................48
i
ŞEKİLLER
Şekil 1.1 Biyouyumlu malzeme pazarı [6]...........................................................2
Şekil 1.2 İleri ortopedik teknolojisi, implantlar ve rejeneratif ürünler [6]...............2
Şekil 2.3 THA gövdelerin, hem kısa dönem hem de uzun dönem bağlanmalarını
geliştirmek amacıyla, son yıllarda kullanılmakta olan yüzey kaplamalarının
örnekleri [3]..........................................................................................................10
Şekil 2.4 Kemik dokusu ve Hidroksiapatit’in yapısı [4].......................................14
Şekil 3.5 Kemik dokusundaki kanaliküller içinde osteositin yerleşimi [4].............18
Şekil 3.6 Kompakt ve spongiyöz kemiğin şematik görünümü [4].........................19
Şekil 4.7 Kırık tipleri [4]........................................................................................21
Şekil 5.8 Metalik iğne uçlarının tipleri a)troacher uç b)elmas uç [3].................25
Şekil 5.9 Kemik vidaları [3]..................................................................................25
Şekil 5.10Kırık tespiti için dinamik sıkıştırılmış plak [3]........................................26
Şekil 5.11 Kemik plakları a)dinamik sıkıştırma plağı b)hibrit sıkıştırma plağı
(daha az kısmı dinamik sıkıştırma vida deliği içerir) c) rekonstrüksiyon kemik
plağı(kolay eşdüzeltim) d)destek kemik plağı e) L şeklinde destek plağı f)tırnak
plağı g)dinamik sıkıştırma kalça vidası [3]............................................................26
Şekil 5.12 İntermedüler iğneler (a) Gross–Kempf , (b) Uniflex (Ti alaşım), (c)
Kuntscher,............................................................................................................27
Şekil 5.13 Kaval kemiği kırığının kemik içinden uygulanan intramedüler çivi ile
tespiti [7]..............................................................................................................27
Şekil 5.14 Kırık femoral başın kalça çivisi ile tespiti [7]........................................27
Şekil 5.15 Dört değişik poroz yapının sem görüntüleri a)plazma spray kaplama(7),
b) sinterlenmiş tel gözenek kaplama(7) ,c) sinterlenmiş bilye kaplama(20),
d)Hedrocell poroz kaplama(50) [1].......................................................................28
Şekil 5.16 Artoplasti araçlarının gelişimi [5]........................................................31
Şekil 5.17 Kemik çimentosu ile sabitlenmiş kalça protezi [3]..............................31
Şekil 5.18 Modüler toplam kalça sistemi; baş, femur gövde, poroz kaplanmış
proksimal çivi, poroz kaplamalı metal destek kase, UHMWPE kase, fiksasyon
vidası [3]..............................................................................................................32
Şekil 5.19 Modüler endoprotez yer değişimi [3]...................................................32
ii
Şekil 5.20 Değişik çeşit diz eklemleri a) metal mafsallı, b)plastik astarla
mafsallanmış , c)intremedüler sabitlenmiş yarı bağlanmış, d)yüzey yer
değiştirme, e) tek kompartmanlı yer değişimi, f) iki kompartmanlı yer değişimi
[3].........................................................................................................................33
Şekil 5.21 Çeşitli eklem değiştirme protezleri a)ayak bileği, b)bilye-yuva omuz
eklemi, c)mafsallanmış dirsek eklemi d) kapsülle çevrili parmak eklemi [3]........34
Şekil 7.22 Osteoliz süreci. Eklem yapan yüzeylerde üretilen aşınma partikülleri
kemik-implant arayüzeyine göç ederler. Makrofajlar aşınma partiküllerini fagosite
ederler ve TNF-α, IL-1, PGE ve IL-6 gibi inflamatuar mediatörleri salırlar(A). Bu
mediatörler ve sitokinler kemikte devamlı osteoklastik rezorpsiyonu başlatırlar(B).
Periprostetik osteoliz fiksasyon kaybına ve implantta gevşemeye ve ağrıya neden
olur (C) [5]............................................................................................................43
Şekil 7.23 Transmisyon (geçirimli) elektron fotomikrografları. (A) Fagosite edilmiş
Ti partiküllerini içeren bir makrofaj (B) Bütünleşik Ti birikintisi tarafından
kaplanmış bir endotel hücresi. Bu numuneler, posterolateral birleşme kitlesini
kaplayan bir doku örneğinden elde edilmiştir (16 haftalık otograft ve Ti) (orijinal
TEM büyütmesi: 20.000 x) [3]..............................................................................45
Şekil 8.24 Hücre aracılı aşırı duyarlılık [7]............................................................47
Şekil 8.25 Ertelenmiş tip aşırı duyarlılığın basamakları [7]..................................47
iii
TABLOLAR
Tablo 2.1 Ortopedide yaygın olarak kullanılan biyomalzemeler [5]........................3
Tablo 2.2 Ağırlık olarak kullanılan biyomalzemelerin mekanik özellikleri [5].........5
Tablo 2.3 Popüler Ortopedik Alaşımlarda bulunan farklı metallerin yaklaşık
yüzdeleri [3]...........................................................................................................6
Tablo 2.4 İmplant malzemelerinin elektrokimyasal özellikleri (korozyon dirençleri)
0.1 M NaCl içinde, pH 7’de [3] ...............................................................................7
Tablo 2.5 HA’nın Mekanik Özellikleri [2]...............................................................14
Tablo 5.6 İç fiksasyonda biyomalzeme uygulamaları [3]......................................24
Tablo 5.7 İç fiksasyon uygulamalarının başarısızlık halleri [3]..............................24
Tablo 5.8 Toplam eklem yenilemeleri için biyomalzemeler [3].............................29
Tablo 5.9 Toplam eklem yenilemelerinin tipleri [1].............................................30
iv
1. GİRİŞ
Ortopedik biyomalzemeler hareket kabiliyetini eski haline getirmek ve yaşam kalitesini
yükseltme açısından büyük bir başarıya sahiptir. Ortopedik implantlar kırık tespit ürünleri,
Rekonstrüktif implantlar, rehabilitasyon ürünleri, spinal(bel kemiği) ürünler, artroskopi
ürünleri, elektriksel uyarı ürünleri ve döküm ürünlerini içerebilir. Ortopedik uygulamaları
daha spesifik hale getirirsek 2 grup adı altında toplayabiliriz.
1.Kırık Tespit Araçları
Spinal kırık tesbit ,
Biyomedikal tel, iğne, vida,
Yapay bağ dokusu
İntramedüler(omurilik ya da kemik iliği içinde bulunan) araçları
2. Eklem yenilemeleri
Kalça artroplastisi
Diz artroplastisi
Ayak bileği artroplastisi
Omuz artroplastisi
Dirsek artroplastisi
Kol bileği artroplastisi
Parmak artroplastisi
1.1 Ortopedik Biyomalzeme Pazarı
Ortopedik biyomalzemelerin karşı konulamaz başarısı 2002 yılındaki 1.4 milyar dolarlık satışı
ile kanıtlanmaktadır ve bu rakamın yıllık olarak %7- %9 oranında büyüme hızı tahmin
edilmektedir.2000 yılındaki dünya satışlarındaki 1.5 milyar dolar kırık yönetim ürünlerine,
kalan yaklaşık 12 milyon dolar eklem yenilemelerine harcanmıştır.2002 yılında diz implant
ürünlerinin dünyadaki satışı yaklaşık olaarak 2.5 milyon dolardır ve bu 700000 diz yenileme
operasyonunu işaret etmektedir. Bu operasyonlar ilk kez eklem yenileme, yenileme için
revizyon, tamir, bir önceki implant ürününü veya bileşenini arttırma prosedürlerini içerebilir.
Amerika’daki revizyon prosedürleri yaklaşık olarak %60 lık bir hızlandırılmış bir hız ile
büyümektedir. Kalça implant ürünlerinin2002 ‘deki global satışı yaklaşık olarak 2.5 milyar
dolardır ve bu da yine 700000 kalça yenileme operasyonunu işaret etmektedir. Kalça ve diz
için eklem yenileme prosedürlerinin kliniksel başarısından dolayı omuz, dirsek gibi diğer
1
$
mily
on
eklem yenileme ürünlerine olan talep büyümeye devam etmektedir.2002 yılında yaklaşık
olarak 55000 omuz ve dirsek implant prosesi yürütülmüştür.
Şekil 1.1 Biyouyumlu malzeme pazarı [6]
Biyouyumlu malzemelerle ilgili ABD pazarı 2007 için 22.2 milyar dolardır ve yıllık %6.9
bileşik büyüme hızıyla artması beklenmektedir.2012 yılınsa 30.9 milyar dolar olması
beklenmektedir. Burada yapay dokular (Tissue replacements) 11.7 milyar dolarla en
büyük bölümü oluşturmaktadırlar. Bu %52 demektir.2012’de 16 milyar dolar olması
beklenmektedir. En küçük paya sahip olan yüzey malzemeleri 2007’de 2.6 milyar dolardır
ve bunun 2012’de 3.4 olması beklenmektedir.
Şekil 1.2 İleri ortopedik teknolojisi, implantlar ve rejeneratif ürünler [6]
2
İleri ortopedik teknolojisi ve ürünlerinin pazarı 2012 yılında 31.9 milyar dolar olacağı tahmin
edilmektedir.
1.2 Ortopedik Biyomalzemelerin Dizaynı
Ortopedi için geliştirilen yeni biyomalzeme biyolojik ortamına karşı etki etmemeli, malzeme
konakçı dokular ve sıvılar tarafından karşı şekilde etkilenmemelidir. Yeni geliştirilen
biyomalzemelerle bunların etki edeceği ve yer değiştireceği dokular arasında yapı ve
özellikleri arasında bir iç ilişki olmalıdır. Kalsine edilmiş dokularda şekil yapı ilişkisi tercih
ettiğimiz malzemenin hangi spesifik ortopedik gereksinimi karşılayacağı ve dizaynı için bir
öngörü sağlamaktadır.
2. ORTOPEDİK UYGULAMALARINDA KULLLANILAN
BİYOMALZEMELER
Ortopedik biyomalzemeler genel olarak döngüsel yük dayanım uygulama malzemeleri olarak
sınırlandırılabilir. Her ne kadar metaller, polimerler ve seramikler ortopedide kullanılsa bile,
metaller yıllardır eşsiz bir şekilde malzemenin uygun özelliklerini örneğin yüksek sertlik,
süneklik, kırılma tokluğu, sertlik, korozyon direnci şekil alabilirlik ve biyouyumluluk ki
bunlar kırık tespit ve toplam eklem artroplastı için çoğu yük dayanım rolü için gereklidir,
olarak sağlanmaktadır. Ortopedik implant kullanımı genel olarak 3 oprerasyon kategorisine
ayrılmaktadır; üstkol, omurga ve alt bacak. Bunların her biri tipik olarak 3 genel kategoriye
ayrılır; pediatrik, travma ve rekonstrüksiyon. Ortopedik biyomalzemelerin birincil özellikleri,
kullanımları, kısıtlamaları bilinirse geçerli implant malzemelerinin performansını iyileştirmek
için gereklidir.
Tablo 2.1 Ortopedide yaygın olarak kullanılan biyomalzemeler [5]
MALZEME
ÖNCELİKLİ KULLANIM ALANI
METAL
Ti alaşımları
Co-Cr-Mo alaşımı
Plakalar, vidalar, total eklem
artroplastisi(TEA)parçaları
TEA parçaları
Paslanmaz çelik
TEA Bileşenleri, vidalar, plakalar
POLİMER
Polimetilmetakrilat (PMMA)
Ultra-Yüksek Molekül Ağırlıklı Polietilen
(UHMWPE)
Kemik çimentosu
Düşük sürtünme katsayısı gerektiren
TEA’lardaki dolgular
SERAMİK
Alumina (Al2O3)
Aşınma direnci yüksek TEA parçaları
Zirkonya (ZrO2)
Aşınma direnci yüksek TEA parçaları
3
1.3 Metalik Biyomalzemeler
İnsan vücudunun alt kısmında bulunan uzun kemiklerin ana fonksiyonu yük taşımadır, bu
nedenle protez olarak–örneğin yapay kalça kemiklerinde- ilk kullanılan malzemeler metaller
olmuştur. Hem paslanmaz çelik (316L) hem de Co-Cr alaşımları, bu fonksiyon için seçilen
erken dönem malzemelerindendirler, çünkü diğer metallere oranla iyi korozyon dirençleri ve
insan vücudu içinde makul bir yorulma ömürleri vardır. Tabi ki, direngenlikleri, rijitlikleri ve
mukavemetleri kemiğinkinden oldukça fazladır. Bununla birlikte, belirli uygulamalarda,
boyut kısıtlamaları ve tasarım sınırlamaları nedeniyle, daha önceki yıllarda yapılan
çalışmalarda yorulma hasarları meydana gelmiştir. Örneğin, skolyoz (omurga eğriliği)
hastalığında, omurga düzeltici çubuklarda yorulma hasarlarına rastlanmıştır.
Metaller, tam kalça artroplasti rahatsızlığında, merkez malzeme olarak kalmıştır. Metaller,
yüksek mukavemet, süneklik, kırılma tokluğu, sertlik, korozyon direnci, şekil alabilirlik ve
biyouyumluluk gibi, kırık düzeltme ve tam eklem artoplastide gerekli olan yük taşıma
fonksiyonuna uygun malzeme özelliklerini sağlamaktadırlar.
İmplant alaşımları, aslen denizcilik ve havacılık için geliştirilmiştir ki bu alanlarda yüksek
mukavemet ve korozyon direnci gibi mekanik özelliklerin sağlanabilmesi çok önemlidir.
Ortopedide, özellikle de tam eklem protezlerinde kullanılan üç ana metal alaşımı vardır:
1.Ti temelli alaşımlar
2.Co temelli alaşımlar
3.Paslanmaz çelikler
Bu alaşımların, mukavemet, süneklik, sertlik gibi özellikleri birbirinden farklıdır ve bu
özellikleri sayesinde hangi alaşım hangi özel uygulamada yer alacak veyahut da hangisi bir
implantta, bileşenlerden biri olarak kullanılacak, belirlenebilir.
Bununla birlikte, diğer özelliklerden ziyade, bu üç alaşımın yüksek korozyon dirençleri yük
taşıyıcı implant malzemeleri olarak geniş çaplı kullanımlarına neden olmuştur. Bu metallerin
malzeme özelliklerinin iyi olması, metalik bağlarının, molüker mikroyapılarının ve element
bileşimlerinin mükemmel olmasından kaynaklanır.
1.3.1 Paslanmaz çelikler
Paslanmaz çelikler, 1926’dan başlayarak, ortopedide kullanılan ilk metaller olmuşlardır.
Bununla birlikte, ASTM 304, 1943’te, paslanmaz çeliği standart implant alaşım malzemesi
olarak önerene kadar, güvenilir implant alaşımları olarak kabul görmediler.
Tüm çelikler demir ve karbon içerir, genel olarak Krom (Cr), Nikel (Ni) , Molibden (Mo) de
içerebilir. Eser element olarak ise, Manganez (Mn) , Fosfor (P), Sülfür ve Silikon (Si) da
4
bulunabilir. Karbon (C) ve diğer alaşım elementleri, çeliğin mikroyapısında değişiklikler
yaparak, mekanik özelliklerini etkilerler.
Ortopedik uygulamalarda yaygın olarak 316VL olarak kullanılır, (American Society for
testing and materials için F318, ASTM için F318; diğerleri ise F139, F899, F1586, F621 vb
içerir) 316, malzemenin ostenitik olduğunu; L, düşük C içeriğini; V ise, ne kadar vakum
altında biçimlendirildiğini belirtir. C içeriği, tane sınırlarında Karbür (Krom-Karbon)
birikmesini önlemek amacıyla düşük miktarda tutulmalıdır, aksi takdirde malzeme
gevrekleşir.
Paslanmaz çeliklerin mekanik özellikleri, diğer implant alaşımlarına göre daha düşük olsa da
(mukavemet ve korozyon direnci daha düşüktür.), diğer implant metallerine göre çok daha
yüksek bir süneklik gösterir, öyle ki diğer implant metalleriyle karşılaştırıldığında,
kırılmadaki yüzde uzama miktarının 3 kat daha fazla olduğu görülür. Bu yönden bakıldığında,
paslanmaz çelikler, tam diz artroplastide, kablo sabitleme bileşeni olarak günümüzde de
yoğun biçimde kullanılmaya devam etmektedir ve bu açıdan, Ti ve Co alaşımlarına ucuz bir
alternatiftir.
Tablo 2.2 Ağırlık olarak kullanılan biyomalzemelerin mekanik özellikleri [5]
Ortopedik
ASTM
Elastik
modulü(GPa)
Akma Mukavemeti
(MPa)
Yorulma Mukavemeti
(MPa
Sertlik
(HVN)
Kopma anında yüzde
uzama
UHMWPE
0,5-1,3
20-30
13-20
60-90
130-500
PMMA
1,8-3,3
35-70
19-39
100-200
2,5-6
Al2o3
366
-
-
20-30
-
ZrO2
201
-
-
12
-
Biyomalzem
e
Polimerler
Seramikler
Metaller
Paslanmaz
çelik
ASTM
F138
190
792
241-820
130-180
43-45
Co-Cr
alaşımı
ASTM
F75
210-253
448-841
207-950
300-400
4-14
ASTM
F90
210
448-1606
586-1220
300-400
10-22
ASTM
F562
200-230
300-2000
340-520
8-50
10-40
ASTM
1537
200-300
960
200-300
41
20
ASTM
F67
110
485
300
120-200
14-18
Ti alaşımları
CPTi
5
Ti-6Al-4V
ASTM
136
116
897-1034
620-889
310
8
1.3.2 Kobalt-krom alaşımları
Kullanımda olan pek çok Co-Cr alaşımından, an itibariyle sadece iki tanesi ağırlıklı olarak
implant alaşımı olarak kullanılmaktadır (tablo 3) Bunlar, CoCrMo (ASTM F–75 ve F–76
olarak tasarlanırlar.) ve CoNiCrMo’dur (ASTM F–562 olarak tasarlanırlar.) İmplant olarak
kullanımı onaylanmış diğer Co alaşımları ise, Tungsten (W) içerenleri (CoCrNiW, ASTM F–
90) ve demir (Fe) içerenleridir (CoNiCrMoWFe, ASTM F–563). Co–Ni–Cr–Mo alaşımları,
yüksek miktarda Ni (%25–37) içerir, böylece korozyon direnci arttırılır, bununla birlikte,
vücuda salınan Ni, olası zehirlenme ve/veya bağışıklık sistemine bağlı tepkilere neden
olabilir. Co-Ni-Cr alaşımlarından salınan Ni’nin biyolojik reaktivitesi sabit koşullar altında
endişe sebebidir ve Co-Ni-Cr alaşımlarının kötü sürtünme (aşınma) özellikleri mafsal parçası
olarak kullanılmalarına uygun değildir. Bu nedenle, tam eklem bileşenleri için baskın olarak
kullanılan implant alaşımı CoCrMo (ASTM F–75) dir.
Tablo 2.3 Popüler Ortopedik Alaşımlarda bulunan farklı metallerin yaklaşık yüzdeleri [3]
Alaşım
Ni
N
Co
Cr
Ti
Mo
Al
Fe
Mn
Cu
W
C
Si
V
Paslanmaz
Çelik
1015,5
<0
,5
-
1719
-
2-4
-
6168
-
<0
,5
<2
<0,
06
<1
-
ASTM F75
<2
-
6166
2730
-
4,57,0
-
<1,5
<1
-
-
<0,
35
<1
-
ASTM F90
9-11
-
4651
1920
-
-
-
<3
<2,
5
-
1416
<0,
15
<1
-
ASTM F562
3337
-
35
1921
<1
9-11
-
<1
<0,
15
-
-
-
<0,
15
-
CPTi(ASTM
F67)
-
-
-
-
99
-
-
0,20,5
-
-
-
<0,
1
-
-
Ti-6Al-4V
-
-
-
-
8991
-
5,56,5
-
-
-
-
<0,
08
-
3,54,5
45TiNi
55
-
-
-
-
45
-
-
-
-
-
-
-
-
-
-
-
-
-
-
-
-
-
-
-
-
-
-
Co-Cr-Mo
alaşımları
Ti
alaşımları
Zr alaşımı
(%95 Zr,
%5 Nb)
6
1.3.3
Ti alaşımları
Ti alaşımları, 1940’lı yılların ortalarında havacılık endüstrisi için geliştirimiştir, ortopedideki
ilk kullanımı da aynı yıllarda olmuştur. İki adet İkinci Dünya Savaşı sonrası alaşımı olan,
ticari saflıktaki Ti (commercially pure Titanium - CPTi) ve Ti-6Al-4V alaşımları, günümüzde
de implantlarda en çok kullanılan iki titanyum alaşımı olarak yer etmiştir. Ticari saflıktaki Ti
(CPTi, ASTM F67) %98–99,6 saflıktaki Ti’dur. CPTi, en yaygın olarak dental (diş hekimliği)
uygulamalarında kullanılmasına rağmen, CPTi üzerinde oluşan oksit filmin sabitliği (ve bu
nedenle yüksek korozyon direncine sahip olması ve görece yüksek sünekliği (örneğin, soğuk
işlemle şekillendirilebilmesi), Tİ-6Al-4V ile karşılaştırıldığında, CPTi’nin, TJA bileşenlerinde
poroz kaplama olarak (örneğin, fiber metal olarak) kullanılmasına neden olmuştur.
Tablo 2.4 İmplant malzemelerinin elektrokimyasal özellikleri (korozyon dirençleri) 0.1 M
NaCl içinde, pH 7’de [3]
Alaşım
ASTM
Yoğunluk(g/c
m3)
Korozyon
potansiyeli (mV)
Pasif akım
yoğunluğu(mA/cm2)
Durdurma
Potansiyeli (mV)
Paslanmaz
çelik
ASTM
F138
8,0
-400
0,56
200-770
Co-Cr-Mo
alaşımları
ASTM
F75
8,3
-390
1,36
420
CPTi
ASTM
F67
4,5
-90 -630
0,72-9,0
>2000
Ti-6Al-4V
ASTM
136
4,43
-180 -510
0,9-2,0
>1500
Ti5Al2.5Fe
-
4,45
-530
0,68
>1500
Ni45Ti
-
6,4-6,5
-430
0,44
890
Ti alaşımları
Genel olarak, eklem protez bileşenleri (örneğin, TJA gövdeleri) , CPTi’dan ziyade, Ti-6Al-4V
(ASTM F-316)’dan imal edilirler, çünkü Tİ-6Al-4V’un mekanik özellikleri , CPTi’ye göre
daha üstündür.
Ti alaşımları, özellikle THA (TOTAL HIP ARTHROPLASTY) için iyidir, çünkü korozyon
dirençleri, paslanmaz çelikler ve Co-Cr-Mo alaşımları ile karşılaştırıldığında daha yüksektir.
Bir pasif oksit filmi (ilk olarak oluşan TiO2) hem Ti-6Al-4V hem de CPTi alaşımlarını korur.
Genel olarak, Ti-6Al-4V’ün mekanik özellikleri, paslanmaz çelikten üstündür, ancak eğilme
esnemezliği, paslanmaz çelik ve Co-Cr-Mo alaşımlarından düşükür. Ti alaşımlarının
burulmazlığı (burulma sağlamlığı/sertliği) ve eksenel rijitliği (bükülmezliği) (modülü)
kemiğinkine yakındır ve teorik olarak Co alaşımlarına ve paslanmaz çeliklere göre daha
düşük gerilme yoğunlaşmasına neden olur. Bununla birlikte, Ti alaşımları, özellikle şekil
7
faktörüne karşı hassastır, özellikle de çentik hassaslığı vardır. Bu da, bileşen içindeki çatlak
ilerlemesine karşı malzemenin hassasiyetinin arttırarak, bileşenin etken mukavemetini
düşürür. Bu nedenle, Ti alaşımından oluşan bileşenler için, hem üretim hem de tasarım
geometrisine dikkat edilmedir.
Bir ihtimal, Ti alaşımlarının en büyük dezavantajı, Co-Cr-Mo alaşımlarına göre daha
yumuşak olmaları ve daha düşük aşınma ve sürtünme özelliklerinin olmasıdır. Ti-6Al-4 V
alaşımları, Co–Cr–Mo alaşımlarına göre %15 daha yumuşaktır ve bu da, Co–Cr–Mo’e oranla,
artikülasyonun (eklemleme) gerektiği uygulamalarda, çok daha fazla aşınmasına neden
olmaktadır. Bu tip uygulamalara TKA (total knee arthroplasty) ya a THA (total hip
artrhoplasty) femoral başları örnek olarak verilebilir. Bu nedenle, Ti alaşımları, nadiren,
aşınmaya karşın sertlik ya da direncin öncelikli olduğu durumlarda kullanılır.
1.3.4 Yeni alaşımlar ve kaplamalar
Şu anda, gelişkin biyoyumluluğa ve mekanik özelliklere sahip yeni THA metal alaşımlarının
geliştirilmesi için devam eden çalışmalar vardır. Ti alaşımlarının, Co-Cr-Mo alaşımların veya
paslanmaz çeliklerin özel bir uygulamada kullanımı genellikle, istenen bir özelliği
kazanabilmek için, başka bir özellikten feragat etmeyi içermektedir. Örnek olarak, sertliğin
(aşınma direncinin) sağlanabilmesi için, kimyasal inertlikten fedakarlık edilebilir, burada,
TJA’larda kullanılan Co-Cr-Mo’in yük taşıma yüzeyinde, Ti alaşımı kullanılması örnek
verilebilir, ya da kemik dikleştirme kablolarında, Ti ve Co-Cr-Mo alaşımları yerine,
paslanmaz çelik kullanılarak, süneklik sağlanabilmesi için, mukavemetten ödün verilir. Her ne
kadar, tüm alaşımlar “yeni” olduklarını iddia etseler de, aslında bu alaşımlar, implant için
kullanılan bu üç metal alaşımının sadece çeşitli varyasyonlarıdırlar. Bu geliştirilmiş
alaşımlara genellikle düşük miktarda yeni elementler eklenir, böylece ASTM ve FDA onaylı
alaşımların kompozisyonlarına herhangi bir etkileri olmadan implantlar üretilebilir ve bu
durumda, ilgili denetleyici kurumlar da implantların malzemelerinin onaylanması konusunda
sorun yaşamazlar
Bu yeni alaşımlar da dört kategori altında toplanır:
1.Ti alaşımları
2.Co alaşımları
3.Paslanmaz çelikler
Yeni Ti alaşımları
Yeni bir grup Ti alaşımında, ortopedik bileşenler için, %10’dan fazla konsantrasyondaki Mo
kullanımını öne sürmüştür. Mo eklenmesi ile, oda sıcaklığında BCC (beta) fazı sabitlenir,
böylece Ti alaşımları beta fazını sürdürebilir. Bu alaşımlar, beta Ti alaşımları olarak
adlandırılırlar. Bu beta Ti alaşımları, modüllerde %20 daha düşük değerleri garantiler ki bu
düşük modüller, kemiğinkine yakın değerlere sahiptir ve bu nedenle, tipik Ti-6Al-4V’un diğer
mekanik özelliklerine ek olarak, daha iyi şekil alabilirlik sağlarlar.
Geleneksel Ti-6Al-4V alaşımlarının geliştirilmesi için gerçekleştirilen diğer girişimler ise,
görece zehirli bir metal olan Vanadyum yerine, daha az zehirleyici olan metallerin eklenmesi
8
ile biyouyumluluk ve mekanik özellikleri geliştirme araştırmalarıdır. İki Ti alaşımı,
Ti5Al2.5Fe ve Ti6Al17Nb’da, V yerine Fe ve Nb kullanılmıştır. Bu alaşımların özellikleri,
geleneksel Ti-6Al-4V’kine benzerdir, ama daha yüksek yorulma direnci ve daha düşük
modülleri vardır ve bu nedenle, kemikten implanta olan yük transferini arttırırlar.
Yeni Co alaşımları
Bazı yeni Co alaşımları, bileşim söz konusu olduğunda, geleneksel alaşımlarla aynıdır, ancak
implant malzemesinin mikroyapısını kontrol eden yeni malzeme işleme teknikleri
kullanılarak, mekanik özellikler geliştirilir. Buna örnek olarak, yakın zamanda patenti alınan
TJA-1537 verilebilir. TJA-1537, bileşim (kompozisyon) olarak ASTM F-75’in aynısı olsa da,
karbürü, nitrürü ve ikincil faz partikülleri, Allegheny Teknolojisi ile giderilerek, aşınma
direncini ve yorulma dayanımını arttırılmıştır. Bu partiküller, normalde, standart bir F75
CoCrMo alaşımının tane sınırlarında oluşurlar, aşınma ve yorulma direncini düşürecek şekilde
davranırlar.
Geliştirilmekte olan diğer yeni Co alaşımlarının ortopedide kullanımı için ise, Ni’i ortadan
kaldırarak biyouyumluluğu arttırmak ve C içeriğini düşürüp, tane sınırlarında karbür
çökelmesini engelleyerek, mekanik özellikleri geliştirmek için araştırmalar yapılmaktadır.
Yeni paslanmaz çelikler
Ti ve Co-Cr-Mo alaşımları ile karşılaştırıldığında, paslanmaz çeliklerin düşük korozyon
dirençleri ve biyouyumlulukları vardır, bu durum, daha üstün paslanmaz çelikleri geliştirmek
teşvik yaratmaktadır.
BioDur 108 (Carpenter Technology Corp.) gibi yeni alaşımlar, esasen Nikel’siz östenitik
paslanmaz alaşımlar ile korozyon problemlerini çözme girişimindedirler. Bu çelikler yüksek
Nitrojen içeriğine sahiptirler, bu sayede östenitik yapıyı koruyabilir ve Nikel içeren alaşımlara
göre (örneğin 316L) daha yüksek çekme akma mukavemeti değerlerine, daha yüksek yorulma
mukavemetine ve daha yüksek pitting (oyuklanma) ve crevice (gerilmeli/çatlaklı) korozyon
direncine sahip olurlar.
1.3.5 Yüzeyler ve kaplamalar
Şu anki yüzey kaplama çeşitleri, implantların, kısa ya da uzun dönem performanslarını
arttırmak için kullanılmaktadırlar. Bunlar, kemiğin içe doğru büyümesini teşvik etmekte ve
dokulara bağlanmayı arttırmaktadırlar. Bu farklı yüzeyler, pürüzlü Ti’u, Co-Cr’dan üretilen
poroz kaplamaları ya da Titanyum boncukları, Titanyum tel örgüleri (fiber örgü), plazma
sprey ile üretilmiş Titanyum’u ve biyoaktif metal dışı malzemeleri (Hidroksiapatit ya da diğer
Kalsiyum Fosfat kompozisyonları gibi) içerir.
9
Co-Cr Alaşımından THA femoral
gövdesi, yük taşıma bölgesi CoCr boncuklanmış yüzeyli
Ti alaşımından gövdenin üzerindeki
plazma sprey Ti yüzeyi
Ti Alaşımından THA gövdesi
üzerine saf Titanyum fiber metal
kaplama
Pürüzlü Ti alaşımından THA gövde
üzerine hidroksiapatit kaplama
Şekil 2.3 THA gövdelerin, hem kısa dönem hem de uzun dönem bağlanmalarını geliştirmek
amacıyla, son yıllarda kullanılmakta olan yüzey kaplamalarının örnekleri [3]
10
Günümüzde, kemik iletken (osteokondükfit) ve kemikyalıtkan (osteoindüktif) büyüme
faktörleri (örneğin dönüştürücü büyüme faktörü beta (TGF beta) gibi) , ortopedik implantların
bağlanmalarını arttırmak için, osteojenik (kemik yapıcı) yüzey kaplama işlemleri olarak
kullanılmak amacıyla geliştirilmektedir.
Yeni zirkonyum ve tantal alaşımları
Zirkonyum ve tatal nispeten kimyasal kararlılığından dolayı refrakter metaller olarak
karakterize edilirler ve ergime noktaları da yüksektir. Yüksek kimyasal kararlılık, yüksek
mukavemet, yüksek aşınma direncinden dolayı zirkonyum alaşımları ortopedik biyomalzeme
olarak popülaritesi artmıştır. Yüzeyindeki oksit tabakasının kararlılığından dolayı Zr ve Ta
yüksek korozyon direncine sahiptir. Korozyon her zaman olmasa da genellikle biyouyumluk
ile ilişkilendirilir. Daha kararlı metal oksitler kimyasal olarak daha az aktiftirler veya iyolojik
olarak kullanışlıdırlar. Bu gelişen biyouyumluluk nispeten kalın bir oksit tabakası (5µm)ile
elde edilir. Bu yeteneği seramik benzer malzemelerde malzemedeki özellikleri genişletilebilir.
Oksijen zenginleştirmesi ile elde edilen yeni implant bileşenleri bu yöntemle üretilirler.
(örneğin okside zirkonyum TKAfemur bileşenleri) Her ne kadar yeni zirkonyum alaşımları
yüksek seviye sertlik(12 Gpa) ve aşınma direncine sahipler ki bu onları yüzey aşınmalı
uygulamalara iui uyum sağlamasını sağlar ama üretimleri pahalıdır. Özel durumlarda metal
alerjisinde veya metal aşırı duyarlılığında tercih edilir.
1.4 Seramik Malzemeler
Seramiklerin insan yaşamında yarattığı büyük bir devrim, geçtiğimiz 40 yılda vücudun zarar
gören veya işlevini yitiren parçaların tamiri, yeniden yapılandırılması ya da yerini alması için
özel tasarımlı seramiklerin geliştirilmesi ve kullanılmasıyla gerçekleşmiştir. Bu amaçla
kullanılan seramikler, “biyoseramikler” olarak adlandırılmaktadır. Biyoseramikler,
polikristalin yapılı seramik (alümina ve hidroksiapatit), biyoaktif cam, biyoaktif cam
seramikler
veya
biyoaktif
kompozitler
(polietilen–hidroksiapatit)
şeklinde
hazırlanabilmektedir. İnorganik malzemelerin önemli bir grubunu oluşturan bu malzemeler,
sağlık sektöründe çok çeşitli uygulamalarda kullanılmaktadırlar. Örneğin, gözlük camları,
teşhis cihazları, termometreler, doku kültür kapları, endoskopide kullanılan fiber optikler,
bunlar arasında sayılabilir.
1.4.1
Alümina
Alumina (aluminyum oksit-Al2O3) çok sert bir malzemedir, termal ve kimyasal olarak
kararlıdır. Kristalin Alumina birçok seramiğe nazaran daha dayanımlıdır fakat kırılgandır.
Dayanımı, aşınma direnci, kimyasal kararlılığı dişçilik ve kemik implant/protez uygulamaları
için idealdir. Alumina parçalar; alumina tozların organik bağlayıcı ile karıştırılması ve daha
sonra preslenip sinterlenmesi ile imal edilebilir. Saf alumina yaklaşık 1900oC kadar yüksek
derecelerde sinterlenebilirken alkali (sodyum veya potasyum) oksit gibi katışkılarla daha
11
düşük sıcaklıklarda sinterlenmesi mümkün olabilmektedir. Ancak aluminanın dayanımı ve
kimyasal özellikleri bu katkılardan etkilenmektedir. Bu malzemelerin biyouyumluluğunun
tespiti konusunda yapılan araştırmalarda, bu yüzeylerinde yine lifli yapı oluşumuna
rastlanılmıştır. Yani kemikle yüzey arasında kimyasal bağ oluşumu gerçekleşmemiştir. Ancak
kemikle arasında mekanik bir kilitlenme oluşturulabilirse implant rigit bir şekilde takıldığı
yerde kalabilir ki bu yüzey porozların yine 100μm ve üstü şeklinde olmasıyla temin
edilebilecektir
1.4.2
Kalsiyum Alüminatlar
Kalsiyum oksit ve aluminanın 1450oC de reaksiyonu sonucu oluşur. Poroz (iç boşluklu)
formda imal etmek için kalsiyum karbonat alumina ile karıştırılır yine aynı sıcaklıklarda
sinterlenir. Kalsiyum karbonat, kalsiyum oksite dönüşür ve alumina ile reaksiyona girer ve
20–100μm iç boşluklara sahip bir yapı oluşturur. Başlangıç malzemelerinin oranına bağlı
olarak, yapısı içinde iki tür kalsiyum alumina fazı bulunabilir; CaO.Al2O3 ve 3CaO.Al2O3.
Biyo uygulamalarda bu malzemeler çözünebilir malzemeler olarak kabul edilirler dolayısıyla
kemik dolgu malzemesi uygulamalarında kullanılabilmektedirler. Ancak bazı araştırmalarda
malzeme çevresinde 50μm kalınlığında fibröz –lifli– yapı oluşumu gözlenmiştir. Bu nedenle
bu malzemeden imal edilen implantın yüzeyinde 100μm üzerinde porozlar bulunması,
böylece kemiğin bu boşluklara büyüyerek mekanik kilitlenme oluşturması ön görülmüştür.
Eğer boşluklar 150μm nin üzerinde ise bu boşluklarda kemik hücresi olan osteonların
oluşumu da gözlenmiştir
1.4.3
Zirkonya
Zirlonya (Zirkoyum Oksit-ZrO2), kimyasal ve boyutsal kararlılığı, yüksek dayanımı ve
tokluğu ve elastiklik mertebeleri göz önüne alındığında, mekanik özellikleri açısında
paslanmaz çeliğe yakın bir konumda yeralır ancak setlik ve aşınma dayanımı açısında daha iyi
bir performans gösterir. Biyomalzeme olarak ilk kullanımı 1960 ların sonlarında olmuştur.
Bu uygulamalarda zirkonya seramikleri arasında özellikle yitriya (yttriyum oksit-Y2O3)
stabilize edilmiş tetragonal zirkonya tercih edilmektedir. Mekanik özellikleri açısında kalça
eklemi protez sisteminde küre malzemesi olarak kullanılmaktadır ki 2000 yılı itibariyle
kullanılan 300.000 adet küreden sadece 2 tanesinde hasar oluşumu rapor edilmiştir. Bu
malzemelerin üzerinde gerçekleştirilen biyouygunluk testlerinde, herhangi toksik veya
kanserojen reaksiyona rastlanmamamıştır, bu nedenle biyoinert malzemeler olarak kabul
edilmektedirler
1.4.4
Biyocamlar
Ticari olarak çeşitli kompozisyonlarda biyocamlara rastlamak mümkündür. İmplant
malzemesi olarak kullanılan kompozisyonlardan biri; % 45 SiO2, % 25 Na2O, % 24 CaO ve
12
% 6 P2O5 (oranlar ağırlık değerlerinde) verilebilir. Bu kompozisyon için erime sıcaklığı
yaklaşık 1300C dir. Daha sonra lif, tüp, boru, tabaka vs. gibi çeşitli formlarda üretmek
mümkündür. Kemik biyocamla kimyasal bağ oluşturma eğilimindedir. Vücut sıvısı içerisinde
biyocam yüzeyinden önce alkali kısım çözünür ve kalsiyum, fosfor ve sodyum salınımı
gerçekleşir. Bu salınan malzeme vücut sıvısı ile karışarak implant yüzeyinde bir ara tabaka
oluşturur. Bu tabaka kemik büyümesi için ideal bir yapıya sahiptir. İmplantasyon sonrası
implant yüzeyinde kemik minerallerinin çökelmesiyle oluşan kalsiyum fosfat kristalleri bu ara
yüzey tabakası vasıtasıyla cam yüzeyine kimyasal olarak bağlanır. Bu nedenle bu malzemeler
biyoaktif malzemeler olarak kabul edilir
1.4.5
Kalsiyum Fosfatlar
Sentetik kalsiyum fosfatlar, kemik içerisinde bulunan mineralle yapı ve kompozisyon
açısından çok benzerdir veya bazı durumlarda aynıdır. İmplant ve protez imalinde biyo
uygunluğun önemi anlaşıldıkça, bu malzemelerin değerleri daha da artmış, bu nedenle bir çok
bilimsel çalışmalara konu olmuşlardır Kalsiyum fosfat malzemelerin, gerek deneysel gerekse
gerçek uygulamalardaki uzun dönem kararlılığı,
yapısı içerisindeki kalsiyum fosfat
fazlarının türüne bağlıdır. Alfa/beta tri-kalsiyum fosfat, tetra-kalsiyum fosfat, okta-kalsiyum
fosfat gibi birçok farklı fazların arasında, %100 saf, kristalin hidroksilapatitin
Ca10(PO4)6(OH)2, en az çözünürlüğe, en fazla kararlılığa ve en yüksek dayanıma sahip
olan kalsiyum fosfat fazı olduğu saptanmıştır. Diğer kalsiyum fosfatlar (özellikle trikalsiyum
fosfat) gerek yekpare gerekse kaplama malzemesi olsun, hücre içi ve hücre dışı sıvısının asitik
etkisiyle zamanla çözünebilmektedirler. Bu durum implantın tasarım fonksiyonuna bağlı
olarak tercih edilebilir veya istenmeyebilir. Örneğin, kaplama,
kalsiyum fosfat
parçacıklarının yüzeyden kopmasıyla zaman içinde yok olmakta ve kemik-implant ara
yüzeyinde ayrılmalara neden olabilmektedir. Parametrelerin iyi tespit edilmesiyle ise kaplama
hacmine zamanla kemik büyümesi sağlanabilmektedir. Yani, kemik dolgu malzemesi
uygulamalarında kalsiyum fosfat implantın zamanla çözünmesi ve boşalttığı hacme yeni
kemiğin büyümesi istenmektedir. Hidroksilapatit implant uygulamalarda, kemik oluşturan
hücreler (osteoblast) hidroksilapatit yüzey üzerine yapışmakta ve bunu takiben kallojen ve
kemik mineralleri direk olarak yüzeyde büyümektedir, yani kemik/implant arasında kimyasal
bir bağ oluşmakta, bu nedenle kemiğin iyileşme süresini kısaltmakta ve sağlam bir
kemik/implant ara yüzeyi meydana gelmektedir. Vücuda yabancı bir reaksiyon (foreign body
reaction) veya implant çevresinde diğer malzemelerin aksine ince de olsa lifli doku
oluşmamaktadır, implant çevresinde bağışıklık sistemine ait hücreler (makrofajlar)
görülmemektedir Şu an implant ve protez endüstrisinde, ticari manada, aktif olarak
kullanılmaktadırlar. Ne var ki bu malzemelerin dayanımlarının nispeten düşük olması, yük
taşıyan implant\protez tasarımlarında metal implantlar üzerine kaplama malzemesi olarak
kullanılmalarını gerektirir Ayrıca, fazla dayanım gerektirmeyen kemik dolgu malzemesi
uygulamalarında da oldukça yaygın şekilde tercih edilirler.
1.4.6 Hidroksiapatit yapısı ve özellikleri
13
İnsan vücudunda birçok değişik kalsine edilmiş doku var ve birçok değişik yolla kategorize
edilir. Bütün kalsine edilmiş dokular temelde bir şeye sahiptir ve bu başlıca protein bileşenine
ilave olarak kollojen ve küçük miktarda diğer organik fazlardır. Bütün bunlar inorganik bir
hidroksi apatitte bulunmaktadır. İnsan kemiklerinin kortikal ve trabekuler kısımlarının
matrisleri iki fazdan oluşmaktadır: Kalsiyum HA ve Trikalsiyum fosfat (TCP:Ca3(PO4)2).
Asıl faz olan doğal kalsiyum HA, kortikal kemiklerde %50’den az olmamak üzere gözenekli
bir yapı oluşturur. Diğer yandan, trabekuler kemikler ise %75’in üzerinde gözeneklilikte bir
kafese sahiptirler. İnsan kemiklerindeki gözeneklerin boyutları, 100 ile 500 μm aralığında
değişmekte ve doğal kemik iliği ile doldurulmuşlardır. Kemikler, dentin, diş minesi, HA,
protein, diğer organik maddeler ve su içeren doğal kompozitlerdir. Diş minesi, bu dokular
arasında en çok mineral içeren ve en sert dokudur. Kemik dokusunun mukavemeti, bütün
bileşenlerinin ayrı ayrı mukavemetlerinden daha büyüktür. Kemik yapısındaki kallojen, esnek
yapısıyla, HA’nın gevrek kırılmasını önlerken, HA, sertliğiyle kallojenin plastik deformasyon
bölgesine girmesini engeller. Doğal kemik dokusu ile HA'nın yapısı arasındaki benzerlik
Şekil 2.4’de verilen SEM görüntülerinden de anlaşılmaktadır [4].
a)Kemik
b) HA
Şekil 2.4 Kemik dokusu ve Hidroksiapatit’in yapısı [4]
Tablo 2.5 HA’nın Mekanik Özellikleri [2]
Elastisite modulu (GPa)
4.0–117
Basma mukavemeti (MPa)
294
Eğilme mukavemeti (MPa)
147
Sertlik (Vickers, GPa)
3.43
Poisson oranı
0.27
Yoğunluk (teorik, g/cm3 )
3.16
Uzun kemikler örneğin tibia ve femurun bu iki başlıca bileşeninin organizasyonunu
anlayabilmek kemik yapısının karakterizasyonu için bir başlangıç aşamasıdır. Kompakt
kortical kemiklerin yapısı 4 seviye organizasyon ile muamele edilmeye uygundur. Kollogen
3’lü
sarmal
yapının
ve
hidroksiapatitin
kristalografisi
ilk
seviye
14
organizasyonudur.Hidroksiapatit hekzagonel birim hücreden oluşmaktadır ve uzay grup
simetrisi P63/m ve kafes sabitleri a=9.880 ,c=6.418 ‘dır.Her birim hücrede iki tane
hidroksiapatit molekülü bulunmaktadır.İkinci veya ultrastrüktür seviyesi geçirimli elektron
mikroskobu veya yüksek büyütme güçlü taramalı elektron mikroskobu ile gözlemlenir. Gene
burada da kollojen ve hidroksiapatit yapısına tam olarak ulaşamayız. Görülüyor ki
hidroksiapatit kollojende fibrillerin içinde veya gömülmüş olarak bulunmaktadır. Üçüncü
veya mikro yapısal organizasyon seviyesi, fibril kompozitlerinin daha büyük yapı olan
fiberleri veya fiber destelerini oluşturmasıdır. Sonrasında bunlar laminar tip birimlere
paketlenir ve bunlar hem taramalı elektron mikroskobu hem de optik mikroskop ile
gözlemlenir. Bu seviye kemiğin makroskopik özelliklerini anlamamızı sağlar. Bu düz laminar
birimler laminar kemikleri oluşturur ve seviyeler tamamlanır.
Ortopedik biyomalzemelerle biyouyumluluk ilgili güncel klinic sorunlarla ilişkilendirilebilir.
Bu da bozunma ürünlerine odaklanmaktadır ve dört basit soruya bölünebilir.
1.İmplanttan ne kadar malzeme çözülmektedir?
2.Malzeme nereye, ne miktarda taşınmaktadır?
3.Salınan bozunma ürünlerinin kimyasal yapısı nedir?
4.Patofizyolojik etkilenmeler ve bu bozunmaların sonuçları nelerdir?
1.5 Polimerler
Ortopedik uygulamalarda kullanılan polimerler genellikle eklem yenileme uygulamalarında
eklemlerin birleştirildiği bölgelerde ve implant ile kemiğin birbiri ile temas halinde bulunduğu
bölgelerde, implant ile kemik dokusu arasında ara yer olarak kullanılırlar. Eklemler ile
metaller gibi implantların birleştirildiği bölgelerde kullanılan polimerler, düşük sürtünme
katsayısına ve düşük aşınma oranına sahip olmalıdır. John Charnley, kalça eklem üzerine
yaptığı plastik ameliyatlarında Teflon’u kalça kemiğindeki eklem çukurunda kullandı fakat
kullandığı implant malzemenin yüksek sürünme özelliğine sahip olması John Charnley’in
teflon malzemeden vazgeçip, yüksek molekül ağırlıklı polietileni tercih etmesine neden oldu.
Onun bu tercihi, ortopedik uygulamalarda kullanılan malzemelerin hem etrafındaki doku ve
implantlara zarar vermemesi hem de kendisinin zarar görmemesi durumunda ideal bir
biyomalzeme olacağı gerçeğini bir kez daha ortaya koydu. İmplant ve kemik dokusu arasında
kullanılan polimer, uygun mekanik özellikleri gösterdiği takdirde, kalıp haline getirilebilir ve
vücut içinde kullanılabilir. Yine Charnley tarafından ortopedik uygulamaya geçirilmiş bir
başka polimer olan polimetilmetakrilat (PMMA), dişçilik alanında yaygın olarak kullanılan
bir biyopolimerdi. Charnley, polimetil metakrilatı, implant ve kemiğe etkiyen yükü eşit olarak
dağıtmak amacıyla bir dolgu malzemesi olarak kullandı. Polimetilmetakrilat kullanılarak
yüksek elastisite modülüne sahip implant malzemelerin, düşük elastisite modülüne sahip
kemik ile kayma yoğunlaşması meydana gelen uyumlu bir implant malzeme tasarlama fikri,
diğer polimerlerin de ortopedik uygulamalarda kullanılabilme düşüncesini beraberinde getirdi.
İmplantın üzerine polimer ile gözenekli bir kaplama yapıldığında, gözeneklerin içinde
yumuşak doku büyümesinin meydana gelmesi, implantın doku ile uyumluluğunu
15
arttırmaktadır. Bu amaçla polisülfon gibi polimerik malzemeler kemik ile implantın birbirine
bağlanması amacıyla geliştirilmeye başlandı. Bütün bunlara rağmen, PMMA ortopedik
uygulamalarda tercih edilen malzeme olmaya devam etti. Bunun nedeni ise, klinik
uygulamalarda sürünmeye karşı direnç gösteren ve yüksek akma mukavemetine sahip
polimerik malzemelerin daha başarılı olmasıdır. Bununla beraber yüksek akma mukavemetine
sahip malzemeler plastik deformasyona karşı daha dirençlidir. Sonuç olarak, ortopedik
uygulamalarda kullanılan biyopolimerlerin seçiminde göz önünde bulundurulması gereken
temel özellikler akma mukavemeti, sürünme dayanımı ve aşınma hızıdır. Polimerlerde bu tür
mekanik özellikler, polimerlerin zincir uzunluğu, molekül ağırlığı ve zincirlerin lineer ya da
dallanmış yapıda olması ile yakından ilişkilidir. Polimerlere ait bu özellikler ayarlanarak,
polimerlerde istenilen mekanik özellikler sağlanabilir.
Ortopedik uygulamalarda yaygın olarak kullanılan polimerlerden biri ise çapraz bağlı, yüksek
molekül ağırlığına sahip polietilenlerdir. Bu tür polietilenler, düşük sürtünme oranlarına sahip
olmaları ve yük taşımaya dayanıklı olmalarından dolayı ortopedik uygulamalarda tercih
sebebidirler. Polietilenler genel olarak üç değişik durumda bulunabilirler: düşük yoğunluklu,
yüksek yoğunluklu ve UHMWPE. Lineer zincirlerin fazla olması polietilenin kristalinitesini
arttıracağından, ortopedik uygulamalar için mekanik olarak daha dayanıklı polimer elde
edilmesini sağlar. Bununla beraber zincirlerin lineer olması, elde edilen polimerin
sünekliğinde ve kırılma tokluğunda azalmaya neden olur. Ortopedik uygulamalarda kullanılan
polimerler ile ilgili en önemli problemlerden biri, polimerin metal etkisi ile aşınması
sonucunda polimer parçacıklarının polimer yüzeyinden ayrılarak çevre dokulara yayılmasıdır.
Örneğin, polietilenin aşınması ile boyutları 1–10 μm arasında olan milyonlarca polietilen
parçacığı açığa çıkar. Kimyasal reaksiyonlar veya radyasyon tekniği ile çapraz bağlanma
oranı yüksek polietilenler üretildiğinde, polietilenin yalnızca aşınma direnci değişmekte iken
aşınma meydana geldiğinde ortaya çıkan partiküllerin miktarında değişme olmamaktadır.
Gama ışını kullanarak ultra yüksek molekül ağırlığına sahip polietilenlerin çapraz bağlanma
oranları arttırıldığında, yüksek aşınma direncine sahip polietilen elde edilmesine rağmen, bu
sefer de elde edilen yüksek çapraz bağlanma oranına sahip polietilenin çekme mukavemeti
gibi fiziksel özelliklerinde negatif bir etki gözlemlenmektedir. Yüksek aşınma direnci elde
etmeye çalışırken, oksidatif etkiler de göz önünde bulundurulmalıdır. Gama ışını kullanılarak
elde edilen yüksek çapraz bağlanma oranına sahip polietilenler üretim aşamasında, serbest
radikallerin uzaklaştırılması amacıyla ısıl işleme tabii tutulmaktadırlar. Polietilenin bütün bu
özellikleri göz önünde bulundurulduğunda, yüksek çapraz bağlanma oranına sahip ultra
yüksek polimer ağırlıklı polietilenlerin elde edilmesi ortopedik uygulamalar alanında önemli
bir gelişmedir.
16
3. KEMİK YAPISI VE ORGANİZASYONU
Kemikler organik ve inorganik bölümlerden oluşmuştur. Ayrıca konunun başında söz edildiği
gibi kemikler yapısal olarak da 2 farklı formdadırlar: kompakt ve spongiyöz kemikler.
1.6 Kemik Matriksi
■ Organik Bölüm
Bu yapının büyük bölümü kollajen liflerden (Tip I), protein ve glikozaminoglikanlardan
oluşan temel maddenden amorf yapılmıştır. Gelişmiş bir kemik dokuda lifler paralel ve belirli
aralıklarla aralarında porlar bırakacak şekilde yerleşmiş olup aralarında hidroksiapatit
kristalleri yerleşiktir (dokuya sertlik veren maddelerdir). Kemik matriksi genel olarak
asidofildir.
Doku kollajenlerden zengin olduğundan bu liflere uygun boyalarla gayet iyi boyanırlar.
Histolojik incelemede dokuya eğer dekalsifikasyon uygulanırsa inorganik tuzların ortadan
kalkmasıyla kemik demineralize olur ve yumuşar, ancak mikroskobik yapısını, şeklini ve
sağlamlığını korur. Bunun yanı sıra histolojik teknik organik elemanların ortadan
kaldırılmasına yönelik ise (maserasyon gibi) kemiğin sağlamlığı ve esnekliği bozulur ve kolay
kırılır hale gelir. Başka bir anlatımla kemiğin organizmadaki gerekli işlevlerini tam olarak
yerine getirebilmesi ancak dokudaki organik, inorganik elemanların ve matriksin uyumlu
birlikteliğine bağlıdır.
■ İnorganik Bölüm
İnorganiklerin başında kalsiyum, fosfat, sitrat, magnezyum gibi maddeler gelir. Kalsiyum ve
fosfat hidroksiapatit kristalleri şeklindedir ve kemik kollajenlerinin yanında amorf madde ile
birlikte iç içe organize olmuşlardır. Hidroksiapatit kristallerinin kemikteki önemi,
kollajenlerle beraber kemik sertliğini ve dayanıklılığını sağlamasıdır. İnorganik maddeler
kemiğin kuru ağırlığının yaklaşık %50'sini oluşturmaktadırlar.
1.7 Kompakt Kemik Dokusu ve Yapısı
Kompakt bir kemiğin (örneğin femurun diyafizi) mikroskobik incelemesinde dokunun havers
kanalları etrafında 3-7 μm kalınlıktaki lamellerden, hücrelerden ve sert bir matrikstenn
oluştuğu görülür. Düzgün ve boşluk içermeyen bir tertiplemede olan kompakt kemikteki
osteoplastlar (laküna) dallıdır ve kanalikül adını da alır. İçine ise osteositler (kemik hücreleri)
yerleşmiştir. Kompakt kemiklerdeki bu kanaliküller her bir lamelde birçok sayıda olduğundan
ait olduğu Havers sisteminin en içinden en dış lameline kadar temas kurarlar. Böylece dokuda
17
bir ağ oluşturarak metabolizmanın olaylanmasını sağlarlar. Lamellerin sayısı 4 ile 20 arasında
değişmektedir. Özellikle enine yapılmış bir kemik kesitinde bu Havers sistemi knsetrik
tertiplenmiş halkalar şeklinde ortaya çıkar. Dokunun incelenmesinde lamel sistemi
Şöyle sınıflandırılır:
1. Havers Lamelleri
2. Periyostun altında dış esas lameller
3. Endosteum etrafındaki iç esas lameller
4. Osteonların arasındaki ara lameller.
Şekil 3.5 Kemik dokusundaki kanaliküller içinde osteositin yerleşimi [4].
Bir Havers kanalıyla onun etrafındaki lamellerin tümüne birden osteon adı verilir. Bir Havers
analı yan dallarla kemik iliği ve periyosteumla bağlantı kurar. Bu yan dallara Volkmann
kanalları adı verilir Haversteki damarlar longitudinal tertiplenmiş olup yan dallarıyla da omşu
damarlarla temastadırlar. Havers kanalı 20–100 μm çapındadır ve 1–2 adet damar içerir.
Damarlar genellikle kapiller, postkapiller venül veya seyrek olarak arteriol olabilir. Sert bir
atrikse sahip olan kemik dokusunda diffüzyon olanağı olmadığından kanal ve kanaliküllerle
emiğin dışından içine kadar ilişki kurulur ve bu şekilde metabolizma için gerekli maddeler
damar e kanaliküllerle hücrelere kadar ulaşır.
18
Şekil 3.6 Kompakt ve spongiyöz kemiğin şematik görünümü [4]
1.7.1
Periyosteum
Bağ dokusundan yapılı olan bu tabaka eklem yüzeyleri hariç tüm kemiği dıştan çevreler.
Periyosteumun; kemiğe desteklik yapmasında, beslenmesinde, gelişiminde ve tamir
olaylarında büyük önemi vardır. Yapısında kollajen ve elastik lifler bulunur. Ayrıca Sharpey
lifleri adı verilen kollajenler de matriks içine doğru ilerleyerek periyosteumu
Kemiğe bağlamaktadır. Bunlar dış esas lameller ile ara lamellere kadar uzanabilirler.
Perikondriyum bol damar içerir ve 2 tabakası bulunur:
a- Dış tabaka daha çok sıkı bağ dokusu yapısındadır.
19
b- İç tabaka gevşek bağ dokusunda olup hücreden zengindir.
Tabakaların her birinin ayrı fonksiyonları vardır. Dış kat, kollajen ve elastiklerden yapılıdır,
metabolizmada rol alan damarları (aynı zamanda lenfatikleri) içerir. İç tabakanın hücreleri ise
özellikle kemik yaralanmasında osteoblast haline dönüşerek yeni kemik dokuyu yapar ve o
bölgeyi onarırlar. Onarım sırasında osteoblastların epiteloid hücreler şeklinde tabakalaşma
yaptığı gözlenir. Bu nedenle bu tabakaya osteojenik kat da denmektedir. Kemik onarımına
katılan bu hücreler normal koşullarda aktif değillerdir.
1.7.2 Endosteum
Bu tabaka kemik iliği kavitesini ve kompakt kemiğin kanal sistemlerini çevreleyen ince bir
retiküler bağ dokusudur ve periyosteumdan incedir. Bu tabakanın hem kemik doku hem de
hemopoetik (kan hücresi yapımı) hücreleri yapabilme özelliği vardır. Görüldüğü gibi kemiğin
belirli boşluklarını ve yüzeyini kaplayan bu iki bağ dokusu tabakası çok önemli rolleri
üstlenmiş olduğundan herhangi birisinin bozulması veya zedelenmesi durumunda kemik için
hayati önemi olan fonksiyonlar da olumsuz etkilenmektedir.
1.8 Spongiyöz Kemik Dokusu (Trabeküllü Kemik)
Kemiğin bu formu da kompakt kemiğe benzemekle beraber trabeküller lamelden yoksundur.
Dolayısıyla histolojik preparasyonlarda enine kesitte sirküler lamel tertiplenmesi görülmez.
Buna karşılık bol boşluklu veya trabeküller oluşan adeta petek gibi bir dokusu vardır. Bu
boşluklar kemik iliği ile doludur. Özellikle uzun kemiklerin epifizindeki spongiyöz doku
basıncın veya kuvvetin geldiği yönde düzenlenmiştir. Böylece yapı çok daha sağlam bir hale
gelmektedir.
20
4. KIRIK MEKANİZMASI
Kemik plastik deformasyon olmadan önceki çekme gerilmesi, maksimum gerilmenin %0,75’i
ve kırılma gerilmesi %2-4’üdür. Elastik bölgedeki yüklemenin 6 katını plastik bölgede
karşılayabilir. Hidroksiapatit kristalleri oldukça yakın ilişkide fakat birbirinden ayrı bölümler
seklinde dizilir. Bu nedenle oluşan mini kırıklar kristal parçaları arasında lineer olarak
ilerleyemez ve kristal üniteleri arasındaki boşluklara gelince kırık ilerleme yönü değişir.
Mikro kırıkların sekli T halini alır ve bu sapmalar kırık enerjisini azaltır. Kırık gelişmeden
önce kemiğe uygulanan yüklenme ne kadar hızlı ise kemik o kadar fazla enerji absorbe eder.
Bu enerji miktarı hem kırık tipini hem de etraftaki yumuşak doku hasarını belirlediği için
önemlidir. Çünkü kırılma anında kemik o ana kadar absorbe ettiği enerjiyi serbest bırakır.
Hızı yüksek olan yüklenmelerde kırık parçalı olup yumuşak doku hasarı fazla olmaktadır.
Yükleme hızına göre kırıklar düşük enerjili (ev kazaları), yüksek enerjili (trafik kazaları) ve
çok yüksek enerjili (ateşli silahlar) olmak üzere üçe ayrılabilir. Etki eden gerilmeye göre ise
çekme (kopma kırıkları), basma (Vertebra kırıkları), burulma (Femur kondil kırıkları) ve
eğilme kırıkları (Tibia ve femur) olarak 4’e ayrılabilir.
Şekil 4.7 Kırık tipleri [4]
1.9 Uzun Kemiklerin Tamiri
Kemik dokusunun takip ettiği doğal iyileşme süreci, eğer basma kuvveti etkisi altındayken
daha çabuk ve daha iyi iyileşme gösteriyorsa implant da düzgün bir şekilde baskı sağlayacak
dizayna sahip olmalıdır. Öte yandan eğer basma kuvveti yara iyileşmesi için zararlıysa tam
tersi hareket etmek gerekebilir. Maalesef basma veya çekme kuvvetinin uzun kemik tamiri
üzerindeki etkileri tam olarak anlaşılamamıştır. Üstelik deneysel çalışmalar tamamen farklı
bir sonuca varılabileceğini göstermektedir. Bunun yanında kemik gelişmesi ve kemik erimesi
arasındaki denge in-vivo ortamda uygulanan statik ve dinamik kuvvetlere göre ayarlanabilir.
Yani bir başka deyişle daha fazla yük uygulanırsa, yüke karsı tepki olarak daha fazla
21
osteojenik (kemik gelişimi) aktivite oluşur. Tabi ki bu yük aktiviteyi artırmak yerine,
hücrelere zarar verecek kadar aşırı olmamalıdır. Bu iliksi aynı zamanda kemiğin ve diğer
dokuların piezoelektrik olgusuyla da alakalıdır. Kemik ve diğer dokulardaki basma
zorlanması dengeyi bozacak elektrik potansiyellerinin artmasına yol açabilir. Bazı kliniklerin
elektrikle tetiklenen kırık tamirleri de bu şekilde yapılır. Ortopedik implantlar için dizayn
prensipleri ve kriteri, dinamik yük taşıyıcı üyeler gerektiren diğer herhangi bir mühendislik
uygulamasıyla aynıdır. Malzemelerin doğal dokularla aynı mukavemete ve şekle sahip
olduklarını varsaymak pratik olmasına rağmen risklidir. Çünkü doğal dokular insan yapımı
malzemelere nazaran büyük bir avantaja sahiptir. Bu avantaj mikro ve makro yapılarını
yeniden modelleyerek değişik koşullara uyma yetenekleridir. Ürün dizaynı basit olmalıdır. Bu
komplikasyon riskini azaltmakla kalmayacak, aynı zamanda implantların yorulma ve
korozyonla gördükleri zararları azaltacaktır. Bir implantın dizaynında düsünülmesi gereken
diğer faktörler de eğilmeye karsı rijitlik (kemik plakları ve femur boynu çivilerinde),
mukavemet ve rijitlik (mesela spinal rodlarda) ve çekme ve basma kırılmalarına karsı
mukavemettir.
22
5. ORTOPEDİK UYGULAMALAR
1.10
Kırık Tespit Araçları
Kırığın cerrahi olarak tedavisi ilk olarak 1877’de Lister patella kırığında gümüş tel kullanarak
yaptı. Gerçek internal fiksasyonu 1907’de Lane’nin başlattığı çelik plak olarak
kabulşedebiliriz. Başlangıçta vida gevşemesi, plak kırılması, kemik erimesi ve iltihabı sık
görünen komplikasyonlardı.1912’de Amerika’da Sherman daha kalın bir plak kullandı.
İngiltere ve Almanya ‘da internal fiksasyon yaygınlaştı.1913’te Lambotte internal fiksasyonla
ilgili ilk kitabını yayınladı.1932’de Key kompresyonla yapılan artrodezde kemiğin daha iyi
kaynadığını gösterdi.1948’de Eggers kompresyon aracılığı ile yarıklı kompresyon plağı
kullandı. 1956’da Bagby’ın dinamik kompresyon yapan plağı 1958’de Müller ve grubunun
geliştirdiği AO sistemi kırık uçlarını sıkıştırarak ve gererek daha iyi sonuçlar elde ettiler.
İntremedüler çivi uygulanması 1897’de Nicolaysen ve 1916 ‘da Hay Groves!e kadar uzanırsa
da yayğınlaştırılması 1936 ‘da Küntscher’in çalışmaları ve çivisiyle başlar. Steinman ve
Kirsher çivilerinin ilk kullanılışı 1901–1909 yıllarında olmuştur. Femur boynu kırık
tedavisinde ilkin 1931’de Smith Petersen üç kanaylı çivi kullanmıştır.Sonradan bunun çok
değişik veya ileveli şekilleri ,plaklı çiviler ve daha sonra 1953’de Pugh ,1958’de de Massie bu
plaklı çivinin kompresyon yapan tiplerini kullanmaya başladılar.Chamley ve Müller ‘in
yaygınlaştırdığı total protez yani eklemlerin karşılıklı tüm kısımlarını değiştirme
yöntemigiderek diz ,dirsek,omuz,bilek ve el eklemlerinde yaygın olarak kullanılmaya
başlanmıştır.1943’de Roger Andreson ,1951’de Hoffmann’ın uyguladığı eksternal fiksatör
giderek değişik şekillerde yaygınlaştı .Bugün el kırıklarının tespitine kadar geniş bir
uygulama alanı buldu.Plaklar, vidalar,çiviler ve teller genelde 316 L paslanmaz çeliğinden,
titanyum ve alaşımlarından ve Cr-Co-Mo alaşımlarından yapılırlar.316 L en kullanılam
malzemedir.Çünkü ucuz ve sünektir.Süneklik plakları değişik cerrahi ihtiyaçlar için çeşitli
şekillere sokmak gerektiğinden dolayı önemlidir.Metafiz-epifiz (kemiğin büyüme
noktasındaki)kırıklarda plak veya çivi-plak ;uzun kemiklerin basit kapalı kemik gövdesi
kırığında plak veya intramedüler çiviler;açık veya enfeksiyonlu kırıklarda external tespit
araçları kullanılır.
Kırık tespitinde yara yüzeyleri düşünüldüğünde implantın stabilitesi önemli bir faktördür.
Tespit basma veya çekme kuvvetleriyle yapılırsa yara rijıt bir şekilde tespit edilmelidir ki
iyileşme süreci gereksiz mikro veya makro hareketlilikle rahatsız edilmesin. Bu tespit pek çok
şekillere ve boyutlara sahip araç gereçle yapılabilir. En basit implantlar kemik parçalarını
birarada tutabilecek çeşitli metal tellerdir. En az maden kullanmak fakat en sağlam internal
fiksasyon sağlamak en ideal olanıdır. Bunu sağlayabilmek için kullanabileceğimiz araç
gereçlerden en ideali vidalardır. Vidalar daha çok plak tespiti için kullanılsa da bazı
durumlarda tek başına da kullanılabilir ve bu şekildeki bir tespit kırık iyileşmesi için yeterli
olabilmektedir. Enlemesine ve oblik kırıklarda vida ile güvenceli tespit sağlanamaz. Uzun
oblik ve spiral kırıklarda bir veya daha fazla vida ile fragmanların dönme ve maskaslama
hareketi önlenerek kırık yerinde sıkıştırma sağlanabilir. İntramedüler araçlaruzun kemiklerin
kırıklarını intramedüler bşluğa yerleştirerek tespit eder. Bazen bu tip araçlarda stabilize edici
kullanılır. Bu tip implant, rotasyonu engellemek ve kemiği sıkı bir şekilde tespit edebilmek
için kemik boşluğunun içindeki elastik kuvveti uygulayacak bazı yaylara sahiptir. Eğer kemik
23
ortadan eğimliyse bu tip intramedüler çivilerin yerleştirilmesi zor olabilir. Uzun kemiklerin
kanalının dar yerine oturan intramedüler çivi temas yerinde kompresyon yerinde kompresyon
sağlayarak eğilme ve makaslama zorlaması kadar dönmeye de engel olmalıdır. Bunun
yanında temas noktasında sürekli kompresif basınç kemik emilmesine yol açar. İmplantın
takılabilmesi için uzun kemiğin içindeki dar boşluğun bir noktaya kadar harap edileceği
açıktır.
Tablo 5.6 İç fiksasyonda biyomalzeme uygulamaları [3]
MALZEME
ÖZELLİKLERİ
UYGULAMA
Paslanmaz çelik
Düşük maliyet, kolay üretme
Cerrahi teller
Tel,iğne ,vida
İntramedüler tırnak
Ti alaşımları
Co –Cr alaşımları
Yüksek maliyet
Cerrahi teller
Düşük yoğunluk ve modül
Saç ,vida
Mükemmel kemik kontağı
İntramedüler tırnak
Yüksek maliyet
Yüksek yoğunluk ve modül
İntramedüler tırnak
Zor üretilebilirlik
Cerrahi teller
Poliaktik asit
çözünebilir
İğneivida
Poliglikolik asit
Zayıf mukavemet
Naylon
Çözünmeyen plastik
Serklaj bandı
Tablo 5.7 İç fiksasyon uygulamalarının başarısızlık halleri [3]
Başarısızlık hali
Aşırı yük
Yorulma
Başarısızlık yeri
Kemik kırılma yeri
İmplant vida boşluğu
Vida dişi
Kemik kırılma yeri
İmplant vida boşluğu
Vida dişi
Korozyon
Vidanın baş kısmı
Eğim alanı
Kayıp
vida
Başarısızlık için sebepler
Küçük boyutta implant
Kararsız redüksiyon
Erken ağırlık aşınması
Erken ağırlık aşınması
Küçük boyutta implant
Kararsız redüksiyon
Kırık birleşmemesi
Farklı alaşım implantları
Vidanın fazla sıkılması
Vidanın ayarlanamaması
Fazla eğim
Hareket
Yanlış vida seçimi
Osteoporoz kemik
Uzun teller Steinmann iğneleri olarak adlandırılır. Eğer iğnenin çapı 2.38 mm’den küçükse
Kirschner tel olarak adlandırılır. Öncelikli olarak kullanılma yeri kemik parçalarını birlikte
24
tutmakdır. İmplanta göre iğneler değişik uç dizaynına sahiptir. Troacher uç kesmede daha
etkindir. Daha çok kortikal kemikler için kullanılır.İğnenin delik açma gücü çevrede bulunan
kemiğin elastik deformasyonundan gelmektedir.Kemiği delme gücünü arttırmak istersek
threaded iğne kullanılır.
Şekil 5.8 Metalik iğne uçlarının tipleri a)troacher uç b)elmas uç [3]
Vidalar çoğunlukla kemik parçalarının fiksasyonunda kullanılır. İki tip kemik vidası
bulunmaktadır; kortikal kemik vidaları ki bunların küçük dişleri vardır, cancellous vida ki
bunun iyi bir kontak için büyük dişleri vardır.
Şekil 5.9 Kemik vidaları [3]
25
Şekil 5.10Kırık tespiti için dinamik sıkıştırılmış plak [3]
Plaklar değişik şekillerde ulaşılabilir ve kemik parçalarının tespitine yardımcı olmaktadır.
Kırık parçalar arasındaki sıkıştırma özel bir plak tipi olan dinamik sıkıştırma plağı ile
başarılmaktadır.
Şekil 5.11
Kemik plakları a)dinamik sıkıştırma plağı b)hibrit sıkıştırma plağı (daha az
kısmı dinamik sıkıştırma vida deliği içerir) c) rekonstrüksiyon kemik plağı(kolay
eşdüzeltim) d)destek kemik plağı e) L şeklinde destek plağı f)tırnak plağı g)dinamik
sıkıştırma kalça vidası [3]
26
Şekil 5.12 İntermedüler iğneler (a) Gross–Kempf , (b) Uniflex (Ti alaşım), (c) Kuntscher,
(d) Samson, (e) Harris, (f) Brooker–Wills uç kapama iğnesi, and (g) Enders iğneleri [3]
Şekil 5.13 Kaval kemiği kırığının kemik içinden uygulanan intramedüler çivi ile tespiti [7]
Şekil 5.14 Kırık femoral başın kalça çivisi ile tespiti [7]
27
1.10.1
Fiksasyon tipleri
1-Sementli (çimentolu) fiksasvon: Protezin kemikle fiksasyonu metilmetaakrilatla
yapılmaktadır. Bu materyal hamur kıvamındayken kemiğe yerleştirilmekte, komponent
sement içine oturtulmakta ve ikisi de sertleşene kadar 12–15 dakika bekletilmektedir. Metil
metakrilat sertleşince implant kemiğe rijit olarak yerleşmektedir.
2-Biyolojik (in growth) fiksasvon: Protez yüzeyi 100–400 mikron çapında porlar içermekte ve
kemiğin bu porlardan içeri doğru büyümesi ile biyolojik fiksasyon sağlanmaktadır. Bu
yöntemle fraktür iyileşmesine çok benzer bir şekilde, metalik komponent porları içine kemik
gelişimi olmaktadır. 6-12 hafta boyunca kortikal kemikle temas halinde olması gereklidir.
Kullanılan protez komponentlerinin kemiğe fiksasyonu için poroz yani pürüzlü bir yüzey
sağlanması amacıyla polimer, seramik ve metaller kullanılmıştır.
Şekil 5.15 Dört değişik poroz yapının sem görüntüleri a)plazma spray kaplama(7 ), b)
sinterlenmiş tel gözenek kaplama(7 ) ,c) sinterlenmiş bilye kaplama(20 ), d)Hedrocell
poroz kaplama(50 ) [1]
3.Başarılması zor ama kemik ve implant arasında kimyasal bağlanma
4.Vidalar, plakalar ve teller kullanılarak direkt mekanik tespit
28
1.11
Eklem Yenilemeleri
Artroplasti, herhangi bir eklemde ağrıyı dindirmek, stabilizasyonu ve hareket genişliğini
sağlamak amacıyla eklemin yeniden yapılanması işlemidir. Bir anlamda biyolojik problemlere
mekanik çözümdür. Artroplastide hastalıklı eklem dokuları eksize edilmekte, plastik ve metal
materyaller ile ekleme replasman yapılmaktadır. İlk artroplasti denemeleri 19. yüzyılın
ortalarında ankiloze ekleme basit rezeksiyon işlemi yapılarak psödoartroz oluşturulması ile
başlamıştır. Daha sonra ise rezeksiyon artroplastisinden interpozisyonel artroplastisiye
geçilmiştir. İnterpozisyonel artroplastide yeniden fibröz veya kemik ankiloz gelişimini
engellemek için rezeke edilen eklem yüzeyleri arasına değişik maddeler konulmuştur.
Böylece modern artroplastinin temelleri 1891 yılında Berlin’de atılmıştır. Artroplasti için ilk
olarak fildişinden kalça benzeri bir implantasyon yapılmış, daha sonra bunu eklem kapsülü,
fasia lata, deri, kas, yağ dokusu, kromize domuz mesanesi, bakalit gibi organik ve inorganik
materyalin kullanımı takip etmiştir. Smith –Petersonilk kez kobalt- krom molibdeniumdan
imal edilmiş protezi kalça artroplastisinde kullanmıştır. Austin Moore 1950’de kalça
artroplastisinde medullar fiksasyon tekniğini geliştirmiştir. 1951’ de Kiaer ve Jansen,
fiksasyon için metil metakrilat kullanmıştır. Sonraları bir komponenti polietilen, diğer
komponenti metal olan protezler geliştirilmiştir. Modern anlamda artroplasti, 1960 yılında
John Carnley’in total kalça replasmanında femur başı için çelik, asetabuler komponent olarak
yüksek yoğunluklu polietilen ve bu komponentleri kemiğe fikse etmek için de polimetil
akrilat kullanması ile başlamıştır. Günümüze kadar implant dizaynı, kullanılan materyal ve
fiksasyon tekniğinde bazı değişikliklerle birlikte, Charnley’in temel prensipleri değerini
korumuştur. Günümüzde artroplasti materyali olarak kullanılan en mükemmel metaller
kobalt-krom ve titanyumalüminyum-vanadium karışımlarıdır. Ağırlık taşıyan yüzeylerde
genellikle çok dayanıklı olduğu için kobalt-krom karışımları kullanılırken, kalça implantları,
kemiğe yakın esnekliğe sahip titanyumdan yapılmaktadır. Plastik yuvalar için ultra yüksek
molekül ağırlıklı polietilen, fiksasyon için de polimetilakrilat kullanılmaktadır. Son yıllarda,
daha iyi stabilite elde etmek için porlu metaller kullanılmakta, porların içine doğru büyüyen
kemik nedeniyle mükemmel bir biyolojik fiksasyon sağlanmaktadır. Sementli protezlerde
sistemdeki zayıf nokta, sement ile kemiğin sınır tabakası olup, aseptik protez gevşemesi riski
mevcuttur. Biyolojik fiksasyon ile bunun önemli miktarda önüne geçilmiştir.
Tablo 5.8 Toplam eklem yenilemeleri için biyomalzemeler [3]
MALZEME
Co-Cr alloy
Saf titanyum
Tantal
Alümina
UYGULAMA
Gövde ,kafa(yuvarlak)
Kap,poroz kaplama
Metal destek
Gövde,poroz kaplama
Metal destek
poroz kaplama
Poroz yapı
Baş ve gövde
Zirkonya
Baş
Ti alaşımları
ÖZELLİKLER
Ağır ,sert,katı,
Yüksek aşınma direnci
Düşük sertlik
Düşük aşınma direnci
Mükemmel kemik birleşmesi
Mükemmel kemik birleşmesi
Sert ,gevrek
Yüksek aşınma direnci
Ağır ve yüksek tokluk
Yüksek aşınma direnci
29
UHMWPE
Gövde
Düşük sürtünme, aşınma
döküntüsü
Düşük sürünme direnci
PMMA
Kemik çimentosu
Gevrek, gerilmede zayıf
Düşük yorulma mukavemeti
Gövde: femur kalça gövdesi, baş: kalça gövdesinin femur başı, kap: kalça protezinin
asetebular kabı
Tablo 5.9 Toplam eklem yenilemelerinin tipleri [1]
EKLEM
Kalça
Diz
Omuz
Ayak bileği
Dirsek
El bileği
Parmak
TİP
Bilye ,yuva
Mafsallı,yarı bağlanmış,yüzey değişimi
Tek kompartman veya iki kompartman
Bilye ve yuva
Yüzey yenileme
Mafsallı,yarı bağlanmış,yüzey değişimi
Bilye ve yuva, boşluk doldurucu
Mafsallı , boşluk doldurucu
Eklemlerin oynak yerleri uzun kemik kırık tamirlerinden daha fazla problem çıkarır. Bu
problemler aşınma, korozyon ve korozyonun yan ürünleri ile kareketin kompleks
dinamikleridir. Bunlara ek olarak deriye yakın yerlerde diz ve dirsek gibi eklem protezleri
enfeksiyon olasılığını arttırır. Daha da önemlisi herhangi bir sebepten dolayı protez hata
verirse 2.ci defa değiştirmek zordur. Çünkü doğal dokunun Büyük bir kısmı yok edilmiştir.
Bu sebeplerden dolayı ortopedistler implant kullanımını son çare olarak düşünmektedirler.
Buna rağmen yaşlı hastalar için kalça protezleri kullanımı son yıllarda büyük rağbet
görmüştür.
Eklemler daha önce de belirtildiği gibi antroplasti olarak adlandırılan cerrahi bir teknikle
yeniden yapılandırılır veya yeniden modellenir. Protez artroplastisi implant kullanımını içerir.
Kalça eklem protezinde kırık veya hasta eklemleri düzeltmenin eski metodları yanlızca femur
başı veya femur başının oturduğu çukur ile ilgiliydi. Kalça eklemi fonksiyonunun yeniden
sağlanmasına izin veren tekniklerden bir tanesi de femoral başın üzerine bir yuva
yerleştirmektir. İmplant iki yüzeyin arasına giren bir kalıp gibi davranır.
1.11.1 artroplasti şekilleri
1-Total artroplasti: En sık kullanılan artroplasti şeklidir. Her iki eklem yüzü de değiştirilir.
2-Hemiartroplasti: Eklem yüzeylerinin sadece bir parçasının değiştirildiği artroplasti şeklidir.
3-Rezeksiyon artroplastisi: Artritik eklem yüzeylerinin rezeke edilerek psödoartroz
oluşturulduğu artroplasti şeklidir. Bu tip artroplasti tekniği enfeksiyon olan eklemler dışında
günümüzde fazla kullanım alanı bulamamıştır.
30
Şekil 5.16 Artoplasti araçlarının gelişimi [5]
Şekil 5.17 Kemik çimentosu ile sabitlenmiş kalça protezi [3]
31
Şekil 5.18 Modüler toplam kalça sistemi; baş, femur gövde, poroz kaplanmış proksimal çivi,
poroz kaplamalı metal destek kase, UHMWPE kase, fiksasyon vidası [3]
Şekil 5.19 Modüler endoprotez yer değişimi [3]
32
Kalça haricindeki eklem protezlerinin gelişimi nispeten yavaş olmuştur ve halen tıp tarafından
yaygın bir şekilde kabul görmemektedir. Başarılı bir diz eklem implantı için gerekenler kalça
da dahil olmak üzere aynıdır. Bu gereksinimler hareket kabiliyetini kısıtlamadan elde edilen
düşük sürtünme torku, düşük aşınma oranı ,protezin konakçı dokuya sağlam testi ve protezin
çıkarılabilirliğini içermektedir.Diz protezleri yerleştirildikleri bölge itibariyle gevşeme ve
enfeksiyon gibi birçok probleme sahiptir.
Günümüzde, tam kalça implantları, implant malzemelerinin ve geometrilerinin çeşitliliğine
rağmen, 70lerdeki örneklerine çok benzer şekilde kalmıştır. Şu anki TKİ’ler, genel olarak
Titanyum (Ti) ya da Kobalt-Krom (Co-Cr) alaşımlarından üretilir, Poly(methyl methacrylate)
(PMMA) ile, kalça kemiği gövdesinin içine yapıştırılır (burada, PMMA, sement görevi görür)
ya da presle kemik gövdesi içine geçirilir, modüler bir Co-Cr alaşımından ya da seramikten
üretilmiş bir kafa kullanılarak kemik ile bağlantısı sağlanır, bu kafa, ultrahigh molecular
weight polietilen’den (çok yüksek molekül ağırlıklı polietilen - UHMWPE) veyahut da
seramikten imal edilmiş asetabular kap üzerinde birleştirilir ve bu şekilde mafsal görevi görür.
Bu asetabular kap, Co-Cr ya da Ti’dan üretilmiş ayrı bir yuva içinde bulunur, bu yuva, leğen
kemiğine yapıştırılmış, vidalanmış ya da presle geçirimiş olabilir.
Şekil 5.20 Değişik çeşit diz eklemleri a) metal mafsallı, b)plastik astarla mafsallanmış ,
c)intremedüler sabitlenmiş yarı bağlanmış, d)yüzey yer değiştirme, e) tek kompartmanlı yer
değişimi, f) iki kompartmanlı yer değişimi [3]
33
Şekil 5.21 Çeşitli eklem değiştirme protezleri a)ayak bileği, b)bilye-yuva omuz eklemi,
c)mafsallanmış dirsek eklemi d) kapsülle çevrili parmak eklemi [3]
34
6. ORTOPEDİK BİYOMALZEMELER: KLİNİK İLİŞKİLER
İmplante edilmiş milyonlarca tam eklem protezi, dünya çapında, milyonlarca insanın yıllarca
yaşam kalitesini ve ömrünü muhafaza etmiştir ve günümüzdeki implant tasarımları, bilim
adamlarının, mühendislerin, fizikçilerin gittikçe artan çabalarını temsil etmektedir.
Ortopedik implantlarla hastalara sağlanan yararlar, acı azaltımı, hareket kabiliyeti ve yaşam
kalitesi açısından ölçülemeyecek kadar büyüktür.
Uzun vadeli (7 yıldan fazla) kullanımdaki başarısı çok büyük olmasına rağmen, ortopedik
biyomalzemeler lokal (yerel) ve uzak doku tepkileri ile ters ilişkilidir.
Genellikle ortopedik biyomalzemelerin, aşınma ve elektrokimyasal korozyon yüzünden
bozunması sonucunda ortaya çıkan bozunma ürünleri, bu tip ters doku tepkimelerine aracılık
eder. Bu birikinti, partiküllü aşınma olarak, belirli ya da belirsiz biçimde proteinlerle
bağlanmış olan kolloidal nanometrik boyutlardaki kompleksler olarak, serbest metalik iyonlar
olarak ya da inorganik tuzlar/oksitler olarak veya bir organik depolama formu olarak
(hemosiderin gibi) ortaya çıkabilir.
Ortopedik protezlerden polimer ve metale salınımı olayına dayanan biyouyumluluğun klinik
bakış açısı, artan bir aciliyet hissini getirmektedir, bunun nedeni, gittikçe daha çok insana
implant takılması, yerel ve uzak dokularda kapsamlı implant çöküntülerinin teşhis edilmiş
olmasıdır.
Partikül birikintisi, çevre ile etkileşime girmeye müsait, muazzam yüzey alanlarına ve serummetal içeriği içinde sürekli bir artışa sahiptir.
Klinik sorunlar, biyomalzeme bozunması ile ilgilidir ve dört soru ile listelenebilir:
1. İmplanttan ne kadar malzeme salınmıştır?
2. Söz konusu malzeme nereye taşınmıştır ve ne miktardadır?
3. Salınan bozunma ürünlerinin kimyasal formülü nedir? (örneğin, inorganik çökeltilere
karşı çözülebilir organometalik kompleks gibi)
4. Bu tip bir bozunmanın patofizyolojik etkileşimleri ve sonuçları nelerdir?
Bu soruların yanıtları, uzun bir dönem boyunca yanıtsız kalmıştır. İlk iki soruyla ilgili olarak
gelişmekte olan bir literatür vardır. Bununla birlikte, son iki soru ile ilgili bilinenler an
itibariyle azdır.
1.12
Ortopedik Biyomalzemelerin Aşınması
Aşınma birikintilerinin oluşumu, ve sonrasında, dokunun bu birikintiye karşı gelişen tepkisi,
tam eklem protezlerinin merkezindeki bir konudur. Aslında, partikül birikimi, günümüzde,
eklem protezlerinin uzun dönem performansını etkileyen birincil faktör ve ortopedik
biyomalzemelerde, implantın tamamında meydana gelen kütle ya da hacim kaybına sebep
olan bozunmanın birincil kaynağı olarak ele alınmıştır.
35
Partiküllü birikinti, inflamatuvar (iltihaplı) reaksiyonlara sebebiyet veren, aşınma, sürtünme
ya da parçalanma sonucu meydana gelir. Bu iltihaplı reaksiyonlar, belli bir noktada, “yabancıcisim taneciklenmesi-doku cevabına” neden olur, yani vücut, yabancı cismi kabul edemediği
için bazı tepkiler gösterir. Yabancı-cisim taneciklenmesi doku tepkisi, kemik-implant
arayüzeyini istila edebilir.
Bu sonuçlar ilerleyerek, yerel kemik kaybına neden olur ki bu da hem sementli (çimentolu)
hem de sementsiz araçların vücut içinde sabit kalmasını tehdit eder.
1.13
Aşınma Birikintisi Oluşumunun Mekanizmaları
Aşınma, iki yüzey arasındaki relatif (göreceli) hareketin sonucu olarak, malzeme kaybının
partiküllü (tanecikli) formda olmasına sebep olur.
Belli bir yük altında bir arada duran iki metal, birbirleri ile, pürüzlülüklerin ya da yüksek
tepeciklerin küçük alanları boyunca temas eder. Elektro-itici ve atomik bağ etkileşimleri,
birbirinden bağımsız temas noktalarında meydana gelir ve iki yüzey, birbirlerine göre göreceli
olarak kayarken (yani farklı hızlarla hareket ederken), bu etkileşimler bozulur. Bu da,
parçacık formunda, malzemenin dağılmasına sebep olur, buna da aşınma debrisi (birikintisi)
denir.
Bu parçacıklar, sistemden kaybolabilir, karşı yüzeye transfer olabilir ya da kayan yüzeyler
arasında kalabilir.
Aşınmanın neden olduğu üç ana olay vardır, bunlar:
Abrazyon (çizinme, yenme): Daha sert bir yüzeyin, daha yumuşak bir yüzeyi, “tarla gibi
sürerek”, yumuşak yüzeyde yivler bırakmasıdır.
Adhezyon (yapışma): Yumuşak bir metalin, daha sert bir karşı yüzeye sürünmesi ve bir
transfer (taşınım) filmi meydana getirmesi ve yorulmaya sebep olmasıdır. Yorulma durumu
ise, yüklemenin ve yük boşaltımının ilerleyen kısımlarında yüzey altı çatlaklarının oluşmasına
sebep olur ki bu da, yüzeyden ayrılan partikül miktarının artmasına sebep olur.
Yorulma: Yüklemenin ve yük boşaltımının ilerleyen aşamalarının sonucu olarak yüzey altı
kırıklarının oluşumu ile meydana gelir. Bu çatlaklar, yüzeyden partikül dağılımını arttırır.
36
1.14
Aşınma Oranı
Aşınmanın ilk periyotlarında, yüzeyler arasındaki relatif hareket, yüksek aşınma oranından
dolayı, çok fazla sayıdaki pürüzlülüğün kırılmasına sebebiyet verir. Bu ilk periyottan sonra,
asıl temas alanları artar ve iki yüzeyin birbirine adapte olduğu söylenebilir. Zamanla, aşınma
oranı düşer ve en sonunda, temas kuvvetine ve kayma mesafesine bağlı olarak doğrusal hale
gelir, bunu da, kararlı hal aşınması eşitliği ile gösterebiliriz:
V = KFx
(6.1)
Burada, V değeri hacimsel aşınmadır (mm3/yıl)
K, malzeme çiftine bağlı olan bir malzeme sabitidir.
F, temas kuvvetidir (N)
Ve x ise, relatif olarak alınan yolun mesafesidir (mm)
Genelde, taşıyıcı malzemelerden daha yumuşak olanı daha hızlı biçimde aşınır. En popüler
eklem protezi çiftlerinden, metal-üzerine-polimer çiftinde, hemen hemen sadece polimer
aşınır. Metal-üzerine-seramik çiftinde ise (ticari olarak bulunmamaktadır) metal aşınması
önemli ölçüde fazladır.
In vitro (canlı dışı/laboratuvar ortamında) yapılan aşınma testlerinde, soketler (kalça-eklemi
simulasyon çalışmalarında) 0 ila 3000 mm3/yıl aralığında bir aşınma oranı göstermiştir ki bu
oran, çalışan malzeme çiftine ve çevreye bağlıdır (örneğin yağlayıcı (lubricant) olup
olmamasına.)
Burada, ortopedik biyomalzemelerin in vivo (canlı içi/vücut içi) aşınması ile ilgili büyük bir
değişkenlik payı vardır. Bu tip vücut içi aşınma, röntgen çalışmaları ile takip edilmektedir.
Röngten ile yapılan aşınma ölçümleri ifade etmiştir ki, in vitro çalışmalarda, genellikle
hacimsel aşınma vardır ve doğrusal bir aşınma oranı takip edilmektedir. Hacimsel aşınma,
direkt olarak, periprostetik akışkanlara salınan aşınma partiküllerinin miktarı ile ilgili olabilir
(tipik olarak, yılda 1x109 partikül).
Şu anda, Amerika’da, kalça ve eklem artroplastisi için en yaygın olarak kullanılan aşınma çifti
Co-temelli kafa (en yaygın olarak Co–Cr–Mo alaşımı, ASTM F-75) ve bu kafanın dayandığı
ultrahigh-molecular-weight-polyethylene (UHMWPE) kap ya da kap yuvasıdır. Bu çiftin
aşınma oranı genellikle yıl başına 0.1 mm’dir, partikül oluşumu, adım ya da bir çevrim başına
ise 1 × 106 partikül kadardır [5].
Klinik olarak, implant aşınma oranlarınının şu etkenlerle arttığı bulunmuştur:
1) Fiziksel aktivite
2) Hastanın ağırlığı
37
3) Femoral başının boyutu (32’ye 28 mm)
4) Metalik karşıyüzeyin pürüzlülüğü
5) Polietilenin oksidasyonu
7. ORTOPEDİK BİYOMALZEMELERDE KOROZYON
Elektrokimyasal korozyon implant malzemeler de dahil olmak üzere hemen hemen bütün
metalik yüzeylerde meydana gelir. İki temel nedenden dolayı bu durum istenmeyen bir
durumdur. (1) Korozyonun meydana getirdiği bozunmadan dolayı, implantın yapısal
bütünlüğü bozulur. (2) Korozyon etkisi ile implant yüzeyinden uzaklaşan ürünler çevre
dokulara toksik etki yapabilir ve zarar verebilir. Metalik biyomalzemelerin yapısal
bütünlüğünün bozulması, elektrokimyasal çözünme ve aşınma ile meydana gelebildiği gibi,
bu iki mekanizmanın birlikte olmasıyla da meydana gelebilir. Yüzeyde meydana gelen
elektrokimyasal reaksiyonlar, malzemenin tüm yüzeyini korozyona uğratabildiği gibi, sadece
belirli bölgelerde de meydana gelebilir. Bununla birlikte; yüzeyde meydana gelen korozyon,
ilerleyen aşamalarda yapının bozulmasına ve metalin tamamen zarar görmesine neden
olabilir.
1.15
Korozyon Mekanizmaları
Ortopedik implantlarda korozyon, temel olarak bir çok nedenlere bağlıdır fakat bunları beş
temel başlık altında toplayabiliriz: (1) geometrik etkenler (2) metallurjik etkenler (yüzey
mikroyapısı, oksit yapısı ve kompozisyonu (3) mekanik etkenler (gerilme) (4) Korozyona
neden olan çözeltinin bileşimi(pH, çözelti proteinleri, enzimler) (5) Mekanik yükleme.
Günümüz biyomalzeme teknolojisinde, ortopedik implantlarda korozyon dayanımı
incelenirken bu beş faktörü birbirinden bağımsız olarak incelemek neredeyse imkansızdır. Bu
nedenle korozyon dayanımı arttırmak için yapılan çalışmalarda bütün faktörler göz önünde
bulundurulur. Bir metalin nasıl ve neden korozyona uğradığını açıklayan iki temel faktör
vardır. Bunların ilki korozyon(oksidasyon,indirgenme) reaksiyonuna neden olan
termodinamik sürücü güçtür. Genel olarak korozyonun meydana gelip gelmeyeceği kimyasal
sürücü güce (ΔG) ve yük dağılımına bağlıdır. Bu yük dağılımı çift katmanlı tabakada
meydana gelir ve bu tabaka metal-çözelti arayüzeyinde bir elektriksel potalsiyel oluşturur.
Kimyasal sürücü güç aşağıdaki formül ile ifade edilir.
ΔG= -nFΔE
(7.2)
n= iyonların valans değer
F= Faraday sabiti
E= metal-çözelti arayüzeyindeki voltaj
Burada potansiyel, metallerin reaktivitesi veya metal oksidasyonu için sürücü güçtür. Bu
nedenle, çözelti içindeki metalin potansiyeli ne kadar negatif olursa, metal o kadar reaktif
olacaktır.
38
Metalik biyomalzemenin korozyon prosesini etkileyen ikinci faktör ise; kinetik bariyerdir.
Kinetik bariyer, oksidasyonun mu yoksa indirgenmenin mi meydana geleceğini belirleyen
fiziksel bir kavramdır. Diğer bir deyişle, korozyona karşı oluşan kinetik bariyer, metal
iyonlarının çözeltiye geçmesini, çözeltide bulunan anyonların metale geçmesini veya metalçözelti arayüzeyinde elektron göçünü engeller. Pasif oksit tabakası korozyona karşı bilinen en
yaygın kinetik bariyerler olmasına rağmen polimer kaplaması gibi diğer kinetik bariyerler de
mevcuttur.
1.16
Pasif Oksit Tabakasının Etkisi
Ortopedik uygulamalarda kullanılan birçok alaşımda, oksidasyonun devam etmesini
engelleyen bir film tabakası oluşur. Bu film tabakası, metal yüzeyinde rastgele dağılmış metal
oksitlerden oluşur ve diğer metal iyonlarının ve/veya elektronlarının film üzerine taşınımını
engeller. Bu film tabakasının ileri aşamalardaki oksidasyonu engellemesi için belirli
özelliklere sahip olması gerekir. Bu filmler, yoğun bir halde metal yüzeyi üzerinde homojen
dağılmalıdır ve metal-çözelti arayüzeyi boyunca iyon ve /veya elektronların göçünü
engelleyecek atomik yapıda olmalıdırlar. Bununla beraber; ortopedik implantlar, mekanik
gerilmelere ve aşınmalara maruz kaldığında bile yüzey üzerinde oluşan film tabakası
yüzeyden uzaklaşmayacak yapıda olmalıdır yani mekanik gerilmelere ve aşınmalara karşı
dirençli olmalıdır.
Yüzey üzerinde oluşan film tabakası, 5 temel yapısal ve fiziksel karaktere sahiptir ve bu
özellikler implant bozunma prosesi ile birebir ilişkilidir:
1. Öncelikle, bu oksit film tabakaları oldukça incedir ve ortalama kalınlığı 5-70 Å’dır fakat bu
kalınlık çözelti parametrelerine bağlı olabileceği gibi, arayüzeydeki potansiyel farka da
bağlıdır. Ayrıca, oksit filmn yapısı amorf veya kristalin olabilir. Metal-çözelti arayüzeyindeki
potansiyel fark genel olarak 1-2 volt değerinde iken, oksit film boyunca oluşan elektrik alan
106-107 V/cm gibi yüksek bir değerdedir. En çok kabul edilen modellerden biri olan
Mott&Cabrera’nın teorisine göre; yüzeyde meydana gelen oksit tabakasının gelişimi elektrik
alana bağlıdır. Bu teoriye göre; metal-çözelti arayüzeyindeki potansiyel fark azaldıkça, film
kalınlığı da azalmaktadır. Eğer arayüzeydeki potansiyel fark negatif olursa veya çözeltinin pH
değeri yeterince düşük olursa, oksit tabakası artık termodinamik olarak kararlı olmayacak ve
korozyon artacaktır.
2. Oksit film tabakası bir yarıiletken gibi davranır ve atomik yapıda kusurlar bulundurur.
Atomik yapıda bulunan bu kusurlar, iyonlar ve elektronların film boyunca taşınımını
belirleyen bir faktörler. Titanyum alaşımı implantlarının üzerinde TiO2 oluşumu n tipi bir
yarıiletkendir. Atomsal kusurlar ne kadar fazla olursa, oksit film tabakası iyonların
taşınmasına karşı o kadar dirençsiz olur ve korozyona karşı oluşan kinetik bariyer o kadar
düşük olur. TiO2, kimyasal olarak homojen sayılabildiğinden dolayı, iyonik kusurlar içermez
ve bu nedenle iyonik taşınıma karşı dirençlidir. Oksit film tabakasında başka kusurlar da
bulunabilir ve bu kusurlar da korozyona karşı direnci etkileyebilir. Örneğin temel metal
atomlarının yanına başka bir atom eklenmesi de ara yüzey boyunca elektron ve iyon
taşınımını etkiler. Bu ekleme, oksit filmin karakterine göre korozyon dayanımını arttırabilir
veya düşürebilir. Örneğin, Co- Cr alaşımında, metal yüzeyinde (Cr2O3) CoO yapısı oluşabilir.
39
Bu yapının basit bir iyon oksitten daha yüksek mukavemetli ve iyon difüzyonuna karşı daha
dayanıklı olduğu bilinir. Bu nedenle, oksit tabakasının üzerinde bu yapının yüksek
konsantrasyonda olması, metal implantın çözünmesine karşı dayanım sağlar.
3. Oksit film tabakasının spesifik hacminin, metal alaşımının spesifik hacmine oranı oksidin
metal üzerine yapışık yapışmayacağını belirlemede önemli bir parametredir. Eğer metalin ve
oksidin kafes parametreleri arasında büyük bir uyumsuzluk var ise; metal ve oksit arasında
önemli bir gerilme oluşacaktır. Bu iç gerilmenin büyüklüğü oksit tabakasının büyüklüğüne
bağlıdır. Oksit tabakasının çok kalın olması, oksit tabakasında kırılmalara neden olur ve bu
durum da korozyona karşı oluşan kinetik bariyeri düşürür.
4. Yüzeyde oluşan oksit tabakası, pürüzsüz ve düz bir şekilde oluşmaz. TEM ve AFM
teknikleri kullanılarak yapılan çalışmalara göre; titanyum üzerindeki oksit tabakası, oldukça
pürüzlü bir yapıdadır ve düz değildir. Bu oksit tabakasının morfolojisi, asit çözeltisine
daldırıldığında uygulanan potansiyel farka göre değişiklik gösterir.
5. Sürtünme korozyonu ve uygulanan gerilme gibi mekanik faktörler de oksit film tabakasında
aşınma ve kırılmalara neden olabilir. Metal üzerinde daha önceden oluşmuş bir oksit film
tabakası koptuğunda, oksitlenmemiş metal yüzeyi direk olarak çözelti ile temas haline
geçmek zorunda kalır. Ortopedik uygulamalarda, oksit film tabakasının mekanik olarak
kararlılığı ve yeni oksit tabakasının oluşum prosesi önemli bir konudur.
1.17
Eklem Yenilemesi Uygulamalarında Korozyon Etkisi
Ortopedik uygulamalarda kullanılan alaşımlarla ilgili önemli bir problem eklem implantı
parçalarının konik kısımlarının korozyona uğramasıdır. Metalik malzemelerin; total eklem
implantlarında kullanımının artması ile birlikte, kırılma ve gerilme kavramlarının
biyomalzeme alanındaki önemi arttı. Gilbert vça, total kalça protezlerinin baş-boyun bölgesi
bağlantılarında kullanılmış 148 implanttan %35’inde ciddi miktarda korozyon oluşumu
meydana gelmiş olduğunu gözlemlediler. Bu malzemeler Ti-6Al-4V alaşımından yapılmış
stemler ve Co-Cr başlıklardan oluşan ve Co-Cr başlıklarının üzerindeki Co-Cr stemlerdi.
Kullanıma bağlı olarak meydana gelmiş gerilmeler, kırılmalara ve metal yüzey üzerinde
meydana gelen oksit tabakasının abrasif olarak aşınmasına neden olur. Bu durum, metal
yüzeyindeki potansiyel farkın önemli ölçüde değişmesine neden olur ve potansiyel farkı daha
negatif yapar. Bu tür değişiklikler, çatlağın meydana geldiği çözelti kısmında oksijen kaybına
neden olur ve çözeltinin pH’ını düşürür. Bu prosesin en önemli etkisi, oksit filmin kaybına
neden olur. Oksit film tabakası kaybolunca, kinetik bariyer düşer ve taper bölgede korozif
aşınma miktarı artar.
Yüzeyde meydana gelen oksit film tabakası kırıldığında, bu tabakanın mekanik dayanıklılığı
ve meydana gelen elektrokimyasal reaksiyonlar ile ilgili bilgi oldukça azdır. Fakat
araştırmalara göre, ortopedik uygulamalarda kullanılan alaşımlar aşındığında veya yüzeydeki
film tabakası taşındığında, potansiyel fark 500mV gibi düşük değerlere inmektedir. Düşen
voltaj potansiyeli bu durumda oldukça önemli bir parametredir ve oksit yapısında
değişikliklere yol açar. Bütün bu nedenlerden dolayı, düşen potansiyel korozyon hızının
artmasına ve implantın performansını kaybetmesine neden olur.
40
1.18
1.18.1
Aşınma Partikülleri ve Osteoliz
Partiküllerin kaynağı
Yapılan çalışmalara göre; revizyon cerrahisi sırasında alınan periprostetik aşınma
partiküllerinin analizinde bunların, implant materyallerden kaynaklanmış olabileceği
sonucuna ulaşılabilir. Bu implant malzemeler ultra yüksek molekül ağırlıklı polietilen,
titanyum alaşımı,
paslanmaz çelik, kobalt-krom alaşımları,
seramikler ve
polimetilmetakrilattan yapılmış, ortopedik uygularda kullanılan biyomalzemelerdir. Ortopedik
uygulamalarda en sık rastlanan partiküller ultra yüksek molekül ağırlıklı polietilen
kaynaklıdır. Asetabular cup ile eklem yapan metal veya seramik femur başı arasındaki
sürtünme sonucunda partiküller üretilir ve bu protezin normal bir fonksiyonu sonucudur.
Yapılan in vitro ve in vivo çalışmalarda aşınma sonucu üretilen polietilen partiküllerin
osteolize neden olduğu belirlenmiştir. Ayrıca, başın zamanla polietilen cup içine penetrasyon
hızı ile gelecekte hastada osteoliz gelişmesi arasında güçlü bir korelasyon olduğu
gösterilmiştir. Ortalama penetrasyon hızı 0.2 mm/yıl bulunmuş olup 0.3 mm/yıl üzerinde
penetrasyon hızı olan hastaların tümünde osteoliz gözlemlenir.
Belirgin periprostetik kemik kaybına fazla miktarda polietilen aşınmasının yol açtığı kabul
edilmekle beraber metalik partiküllerin de etkisi büyüktür. Gevşemiş implantlarla yapılan
çalışmalar Ti-6Al-4V’dan yapılan implantın çevresinde Co-Cr’dan yapılan implantlara göre
artmış partikül konsantrasyonu olduğunu ve periprostetik dokular ile sinoviyal sıvıda yüksek
miktarda Ti partikül yükü göstermiştir. Ağır vakalarda, fazla miktarda titanyum partikülünün
progresif kemik kaybına neden olduğu erken implant gevşemeleri tespit edilmiştir. Ayrıca,
ortopedik implant materyallerinin aşınma partikülleri yalnızca periprostetik dokularla sınırlı
değildir, hem metalik hem de polimerik submikron boyutundaki partiküller kalça protezi
yapılan hastalarda bunların üretildiği sahalara ve efektif eklem aralığına uzak bölgelerde,
kemik iliği stroması, dalak, karaciğer ve böbreklerde tespit edilmiştir.
1.18.2
İn vitro çalışmalar
Partikül biyoreakvitesi
Genel olarak kabul edilen görüşe göre aşınmaya bağlı osteoliz bir dizi biyolojik reaksiyonun
toplamı sonucu gelişen periprostetik kemik kaybıdır. Aşınmaya bağlı osteolizi başlatabilecek
çok sayıda faktör olmakla birlikte, periprostetik osteoliz temelde:
1) Partiküllere cevap olarak üretilen inflamasyon mediatörleri veya partiküllerin direkt yol
açtığı kemik rezorpsiyonunda artış
2) Normal osteoblast aktivitesin partiküller tarafından supresyonu sonucu kemik yapımının
azalmasının bir sonucudur.
aşınma partiküllerine karşı inflamatuar cevap
41
1993 yılında Haynes ve ark. Cr-Co ve Ti-6Al-4V ‘dan oluşan partiküllerin uyardığı insan
monositleri tarafından üretilen sitokin çeşitlerini incelemişler ve tüm partikül tiplerine karşı,
IL-1,IL-6, TNF-α, PGE2 salındığını bildirmişlerdir. Bu sonuçlar fagositik hücrelerin maddeye
bağımlı olarak aşınma partiküllerine inflamatuar cevap verdiğini göstermektedir. Partikül
biyoreaktivitesi ile ilgili yapılan çalışmalardan elde edilen sonuçlar her bir hücre tipinin
partikül stresine farklı şekilde yanıt verdiğini ve bunun da partikül konsantrasyonu,boyunu,
maddesi ve maruz kalma süresi ile ilgili olduğunu göstermektedir. Partikül stresine yanıt
olarak inflamatuar mediatörleri serbestleştiren hücrelerin makrofajlar, osteoblastlar, dev
hücreler ve fibroblastlar gibi karışık bir gruptan oluştuğu görülmüştür.
partikül ilişkili osteoliz
Osteklast progeniterlerinin kemik-implant arayüzeyinde toplanması ve sitokinlerin etkisiyle
kemik rezorbe eden olgun osteoklastlara dönüşmesi aşınmaya bağlı osteolizisin erken
dönemlerinde kritik bir rol oynamaktadır. Sabokbar ve ark.’nın yaptığı araştırmada M-CSF ve
TNF-α varlığında insan artroplasti kökenli makrofajlarının in vitro osteoklastik farklılaşma
yeteneği olduğunu ve tartrat-rezistan asid fosfataz ile vitronektin reseptörü ekspresyonu
yaparak TNF- α ve IL-1’e yanıt olarak lakunar kemik rezorpsiyonu sinerjik etki yapabildiği
bildirilmiştir. Bu bulgular kemik ilği kökenli osteoklast prekürsörlerinin sürekli olarak yüksek
partikül konsantrasyonu ve artmış sitokin düzeylerine maruz kalmasının muhtemel olduğu
periprostetik mikroçevrede kümülatif katkılarla kontrolsüz bir osteoklastik aktviteye yol
açtığını düşündürmektedir.
Aşınma partiküllerine yanıt olarak inflamatuar cevap vermelerinin dışında partikül tarafından
uyarılan makrofajlar direkt kemik rezorpsiyonunu da başlatabilmektedirler. Nakashima ve
ark. insan makrofajlarının 0.2-10μm büyüklüğünde olan Ti ve PMMA partiküllerine cevap
olarak artmış miktarda mRNA ekspresyonu ve metalloproteinaz üretimi yapabileceğini
göstermiştir. Bunun dışında Yao ve arkadaşları da fibroblastların da partikül stresine yanıt
olarak osteolitik enzimler üretebileceğini, özellikle de Ti partiküllerine yanıt olarak artmış
kollegenaz ve stromelizin ekspresyonu yapabileceğini göstermiştir. Spesifik olarak paslanmaz
çelik partikülleri en yüksek IL-1 seviyelerini indüklerken Ti-6Al-4V partikülleri ise IL-6 ve
PGE2’nin en güçlü stimülatörüdür, bu durum fagositik hücrelerin aşınma partiküllerine
materyal bağımlı yanıt verdiğini akla getirmektedir. Başka çalışmalarda da aynı büyüklükteki
farklı materyal kaynaklı partiküllerin ve aynı materyalin farklı büyüklükteki partiküllerine
yanıt olarak salgılanan sitokin miktarının farklı olduğunu göstermiştir. Bu çalışmalardan elde
edilen sonuçlar her bir hücre tipinin maruz kalınan zamana bağlı olarak değişik şekilde
olduğunu göstermektedir. Mevcut bilgilerimize göre, partikül stresine yanıt olarak inflamatuar
mediatör salgıladığını bildiğimiz makrofajlar, osteoblastlar, dev hücreler ve fibroblastlardır.
42
Şekil 7.22 Osteoliz süreci. Eklem yapan yüzeylerde üretilen aşınma partikülleri kemikimplant arayüzeyine göç ederler. Makrofajlar aşınma partiküllerini fagosite ederler ve TNF-α,
IL-1, PGE ve IL-6 gibi inflamatuar mediatörleri salırlar(A). Bu mediatörler ve sitokinler
kemikte devamlı osteoklastik rezorpsiyonu başlatırlar(B). Periprostetik osteoliz fiksasyon
kaybına ve implantta gevşemeye ve ağrıya neden olur (C) [5]
Kemik oluşumunun partikülle baskılanması
Osteoblast fonksiyonlarında bozulma azalmış periprostetik kemik oluşumu ve implant
gevşemesinde önemli bir faktördür. Ti parkikülleri ile yapılan değişik çalışmalarda bunların
değişik yollardan etki ederek osteoblastların fonksiyonlarını bozduğu bilinir. Bu etkilerden
dolayı kronik partikül ilişkili supresyon kemik-implant yüzeyindeki remodelasyonunu
bozarak periprostetik osteolize yol açmaktadır.
1.18.3
Metal iyonlarının serbestleşmesi
Metaller sıvı ortamda korozyon yoluyla metal iyonlarını serbestleştirirler, bu nedenle prostetik
implantlardan serbestleşen metal iyonlarının TipIV aşırı duyarlılığa neden olarak sinoviyal
inflamasyon, periprostetik osteoliz ve protez gevşemesine yol açma potansyeli olabilir. Birkaç
yayında ikinci kuşak metal-metal kalça eklemi protezlerde metal aşırı duyarlılığı ve bununla
ilgili olarak implant gevşemesi görülebileceği ile ilgili şüpheler üzerinde durulmuştur, ancak
bunlarda lenfositik infiltrasyonun sebebinin metal alerjisi olduğuna dair geçerli bir kanıt
gösterilememiştir; ayrıca periprostetik dokulardaki lenfosit infiltrasyonu ile osteoliz arasında
ilişki kurulamamıştır [5].
43
1.19
Histolojik (doku bilimsel) Özellikler
Modern implantlarda, implantı çevreleyen dokular, osseointegrasyon (Osseointegrasyon:
canlı kemik dokusu ile fonksiyondaki titanyum implant malzemesi arasında, 100 büyütmede
ışık mikroskobunda gözlenen direk temastır. Vücudun, içindeki yabancı bir cismin ya da
vücut tarafından üretilen ancak istenmeyen bir oluşumun, yok edilememesi durumunda, zarar
vermemesi amacıyla, vücut tarafından bir bağ dokusu ile çevrelenerek bir koruyucu
bariyer/bir kapsül oluşturmasıdır.) alanları ve polietilen ile eklem protez cihazlarındaki
sement (çimento) birikintisine yönelik değişken bir vücut –yabancı cisim tepkisi içerebilirler.
Metallerin bozunmasından dolayı ortaya çıkan yavaş bozunma ürünü salınımına ait spesifik
bir histolojik kanıt yoktur, yani histolojik tepkilerin tüm metalik implantlarda olduğu
bilinmektedir ve bu tepkiler metalin türüne özgü değildir, genel tepkilerdir. Gene de,
hızlandırılmış korozyon ve doku tepkileri, dokuların etrafındaki çok parçalı protezlerde
bulunduğu ispat edilen, belirlenebilen korozyon ürünleri direkt olarak ilişkili olabilir.
1.19.1
Paslanmaz çelikler
Paslanmaz çeliklerden imal edilmiş olan iç sabitleme araçları etrafında bulunan dokuların
histolojik (hücre seviyesindeki) bölümleri, genellikle düşük miktarda enfeksiyona sebep
olarak ya da hiç enfeksiyona sebep olmadan, ilgili protez aracının yüzeyinin çoğunu kaplayan
bir fibroz membran ile birlikte enkapsülasyon gösterir.
Ancak, vida bağlantılarında, bu membranlar (zarlar) sıklıkla, makrofaj (mikropları yiyen
bağışıklık hücreleri), yabancı cisim-vücut etkileşimi sonucunda oluşan dev hücreleri ve iki tip
korozyon ürününe bağlı olarak değişen sayılarda lenfositler (bağışıklık hücrelerinden bir
diğeri, mikropların artıklarını yerler.) içerirler. İlk grup lenfositler, demir içerikli granüller
içerirler, ikinci grup lenfositler ise, ki mikroplate olarak adlandırılırlar, nispeten büyük
boyutlarda krom partikülleri içerirler.
Mikroplateler, dokunun içinde sıkıca paketlenmiş halde bulunur, bu tabakamsı partiküller, 0.5
mm’den, 5.0 mm’ye kadar boyutlarda kümelenebilirler.
Hemosiderin (demirli protein) benzeri granüller, mikroplate tabakaları etrafında bulunurlar,
ancak bu tanecikler tek başınadırlar. Bu tanecikler yeşil-kahverengi ve ağırlıklı olarak
küreseldirler, çapları 0.1 ila 3 ya da daha fazla mikrometre arasında değişir. Ağırlıklı olarak
hücreiçidirler, çoğunlukla makrofajların içindedirler, ancak diğer periprostetik (protezin
çevresindeki fibröz (bağ) dokusunu oluşturan) hücrelerin (örneğin fibroblastların (bağ dokusu
oluşturan hücre)) içinde de bulunabilirler. X ışını difraksiyonu göstermiştir ki, bu granüller iki
ya da daha fazla demir oksitin, α-Fe2O3 ve σ-Fe2O3’ün, ve hidratlı demir oksitlerin αFe2O3·H2O ve σ-Fe2O3·H2O karışımını içerir.
1.19.2 Co temelli alaşımlar
Modüler bağlayıcı ürünlerin korozyon davranışı, Co-Cr alaşımı ya da Ti-6Al-4V alaşımından
imal edilmiş femoral gövde ile eşleştirilmiş modüler kafaların korozyon davranışına
benzerdir.
Elektron mikroprob enerji dağınımlı X-ışınları çözümlemesi ve Fourier dönüşüm infrared
(kızılötesi) mikroprob spektroskopi ile yapılan testlerde, birincil korozyon ürünü, Krom
44
Fosfat Hidrat (Cr(PO4)4H2O)-zengin malzemesi olarak belirlenmiştir ki buna ortofosfat adı
verilmiştir.
Bu korozyon ürünü, modüler kafa-boyun bağlantı noktasında ve partikül olarak, eklem
kapsülünün içinde, kemik-implant arayüzeyi membranlarında ve femoral osteolitik
lezyonlarda bulunabilir.
Ortofosfat’ın partikülleri UHMWPE asetabular yuvaların, yük taşıyan yüzeylerinde
bulunmuştur ve bunların, three-body aşınmasına ve artan düzeyde polietilen birikinti
üretimine katkıda bulunduğu varsayılmıştır.
Krom Ortofosfat Hidrat zengini korozyon ürünlerinin partikülleri, dokular içerisinde
mikronaltı boyutlardan, 500 mikrometrelik boyutlara kadar birikinti yapmış halde
bulunmuştur.
1.19.3 Ti temelli alaşımlar
Ti temelli alaşımlardan üretilmiş implantlara komşu olan dokuların histolojik bölümlerinde
araştırılan bozunma ürünleri, paslanmaz çelik ve Co temelli alaşımlardan salınan
partiküllerden farklı bir yapıdadır. Ti temelli alaşımların dikkate değer korozyon dirençlerine
rağmen, periprostetik dokularda, metalik birikintiler yüzünden meydana gelen doku rengi
kaybı ile ilgili ısrarlı raporlar vardır. Bu partiküller, Ti alaşım implantlarının etrafındaki yerel
dokuların içinde gözlenmişledir ve bu partiküller, paslanmaz çelikler ve Co-Cr alaşımlarının
korozyona uğraması sonucu çökelen korozyon ürünlerinin aksine, ana alaşımla aynı element
bileşimine sahiptir. Bununla birlikte, aşınma birikintisi, elektrokimyasal çözünme için,
muazzam bir yüzey alanı oluşturur. Bu da, büyük ihtimalle, Ti implant uygulanmış hastaların
vücudundaki Ti miktarının artışına katkıda bulunan ana faktördür.
Şekil 7.23 Transmisyon (geçirimli) elektron fotomikrografları. (A) Fagosite edilmiş Ti
partiküllerini içeren bir makrofaj (B) Bütünleşik Ti birikintisi tarafından kaplanmış bir endotel
hücresi. Bu numuneler, posterolateral birleşme kitlesini kaplayan bir doku örneğinden elde
edilmiştir (16 haftalık otograft ve Ti) (orijinal TEM büyütmesi: 20.000 x) [3]
(Otograft: Aynı hastadan doku alıp yine o hastaya emplante etmek.)
45
8. AŞIRI DUYARLILIK
Ortopedide hastayı ve cerrahı en çok üzen, tedavisi en zor ve en pahalı sorunlardan biri
enfeksiyon karşımızda durmaktadır. Son yıllarda kullanımları gittikçe sıklaşan çeşitli
implantlar ve bu arada en önemlisi total kalça ve diz protezleriyle spinal enstrumentasyon bu
sorunun en sık yaşandığı uygulamalardır. Evrim sonucu insan organizması kendisini çok
çeşitli mikroorganizmalardan koruyacak biçimde gelişmiştir. Bir çok koşulda kompleks
humoral ve hücresel mekanizmalar etkili bir korunma sağlar. Buna rağmen bazen
mikroorganizmalar kazanırlar ve enfeksiyon gelişir. Organizmaya implante edilebilen tıbbi
cihazların gelişmesiyle bu ilişki daha da karmaşık hale gelmiştir. Ortopedik protezlerden
sonra gelişebilen protez enfeksiyonları tıpta en tehlikeli ve dirençli enfeksiyonlar olarak
gösterilmektedir. Ortopedik implantasyon sonrası enfeksiyon gelişme olasılığını etkileyen
faktörler hastaya ait değişkenler, cerrahi teknik, implantın özellikleri sayılabilir. Protez
yapımında kullanılan bazı metallerin korozyonu ile salınan parçalar sitotoksik etki yaparak
immun mekanizmayı olumsuz etkileyebilir. Ortopedik biyomalzemelere verilen olumsuz
cevaplardan birisi metal alerjisi veya metalik biyomalzemelere karşı aşırı duyarlılıktır. Salınan
iyonlar her ne kadar kendi başlarına duyarlı olmasalar bile vücut proteinleri ile kompleks
oluşturarak bağışıklık sisteminde aktif olurlar. Bu metal protein kompleksleri insan
vücudunda klinik uygulamalarda alerjen olmaya adaydır. Polimerk aşınma döküntüleri canlı
içi uygulamalarda kolayca kimyasal olarak bozunmaz, alerjik tip bir bağışıklık yanıt olarak
görülmezler. Berilyum, nikel, kobalt, krom metal duyarlılık gösteren metallerdir.
Tip 4 aşırı duyarlılık reaksiyonu, hücre aracılığıyla aşırı duyarlılık olarak da adlandırılır, etken
bileşenler bağışıklık sistemi hücreleridir. Değişik alt grupları vardır; Gecikmiş tip aşırı
duyarlılıkta, etken hücreler T lenfositleri ve antikorları bu lenfositlere sunan özelleşmiş
hücrelerdir. Antikorlar bağışıklık sistemindeki etkin hücrelere sunulmadan önce işlenir, bunu
antikorla karşılaşan dokuda yerleşik olan makrofaj, Langerhans hücresi veya damar endotel
hücresi gibi hücreler gerçekleştirir. Kendisine antikor sunulan T lenfosit aktif bir hale geçer
ve bazı sitokinler salgılar, bu sitokinlere örnek olarak tümör nekroz faktörü (TNF), interlökin
2 (IL-2), ve interferon gama (IFN-gama) verilebilir, bu sitokinler, bağışıklık sistemindeki
hücreleri uyarır ve etkinleşmelerini sağlarlar. Temel etken hücre, makrofajlardır, bu hücreler
doku düzeyinde antikoru ortamdan kaldırmak için etkinlik gösterirler, makrofajlar daha sonra
gelişen gerileme fazında da rol oynarlar. Bazı örnekleri, kontakt dermatit, BCG aşısı veya
tüberküloz etkeni ile karşılaşma sonrası gelişen PPD testi, olarak sıralanabilir. Gelişmesi
saatler ve günler alır. Bazı kronik alerjik hastalıklar veya parazit infeksiyonlarında gelişen
hücresel bağışıklık yanıtında etken hücre makrofaj değil de eozinofil ve bazofil hücrelerdir.
Bazı örnekleri, kronik astım, kronik alerjik rinit, gibi hastalıklarıdır Sitolitik T lenfositlere
(STL), bağlı gelişen hücresel bağışıklık yanıtı, bu tip reaksiyonda, antijen ile uyarılmış STL
hücreleri, zarlarında özel antijen kompleksi bulunan hücreleri ortamdan kaldırırlar. Bu
bağışıklık reaksiyonu, viral infeksiyonlara ve organ transplantasyonlarına karşı gelişir. Doğal
öldürücü hücreler (natural killer cells) tarafından meydana gelen hücresel bağışıklık, bu
hücreler yüzeylerinde immün globulin veya T hücresi reseptörü taşımayan büyük lenfosit
(Akyuvar) hücreleridir. Virüs veya mikropla infekte olmuş hücreleri, ve tümör hücrelerini
eritici mekanizmaları öldürerek doğal bağışıkta rol oynarlar [7].
46
Şekil 8.24 Hücre aracılı aşırı duyarlılık [7]
Şekil 8.25 Ertelenmiş tip aşırı duyarlılığın basamakları [7]
47
9. SONUÇLAR
Genel anlamda; ortopedik malzemelerin seçiminde, üretilebilirlik, şekil
verilebilirlik, kullanım esnasında maruz kalınacak gerilmelere karşı
dayanım, biyouyumluluk, toksik etkisi ve vücut sıvılarının korozif etkilerine
karşı dayanım gibi özellikleri ön plana çıkmaktadır. Ortopedik
malzemelerin vücutta kullanım yerleri, kişinin ağırlığı ve günlük aktiviteleri
göz önüne alınmak suretiyle belirlenecek mekanik yüklere göre, dayanım
sağlayacak mekanik özelliğe sahip malzeme seçimi yapılmalıdır. Ortopedik
malzemelere ait mekanik özellikler, metin içinde verilen tablolardan
alınabilir.
Biyouyumlu
malzeme
seçimi
için
de,
malzemelerin
biyouyumlulukları hakkında verilen bilgiler göz önüne alınmalıdır.
Kullanılacak olan biyomalzemelerin, korozyon açısından kişinin biyolojik
yapısına uygunluğu, vücut sıvılarından alınacak numuneler içinde veya
buna çok yakın bileşimde hazırlanacak çözeltiler içinde test edilmelidir.
Bununla birlikte; uygulama işleminden önce, kişinin ortopedik malzemelere
karsı alerjik yapısı, dermatologlar tarafından çeşitli alerji testleri ile (Yama
testi olarak da bilinen Patch Testi gibi) araştırılmalıdır. Dokular genel
olarak; sert ve yumuşak dokular olmak üzere iki gruba ayrılmaktadır. Sert
dokulara örnek olarak; kemik ve diş, yumuşak dokulara örnek olarak da;
kan
damarları,
deri
ve
bağlar
verilebilir.
Yapısal
uyumluluk
düşünüldüğünde, metaller ya da seramikler sert doku uygulamaları için,
polimerler ise yumuşak doku uygulamaları için seçilebilir [2].
48
KAYNAKLAR
[1] Çalış M.,Demir H., Diz Artroplastisi Rehabilitasyonu ,
tipdergisi.erciyes.edu.tr/project6/100.pdf
[2] Güven Ş., Ortopedik Malzemelerin Biyouyumlulukları ve Mekanik Özelliklerine göre
Seçimi, 2. Ulusal Tasarım İmalat ve Analiz Kongresi ,Kasım 2010, Balıkesir
[3] Park S., Biomaterials Science and Engineering ,College of Engineering University of
Lawa ,2005,London
[4] Pasinli A.,Aksoy S.,Yapay Kemik Uygulamaları İçin Hidroksiapatit, Biyoteknoloji
Elektronik Dergisi ,Cilt 1 ,No 1,2010,İzmir
[5] Ratner D.B.,An İntroduction to Materials in Medicine ,Second Edition,Elseiver Academic
Press,2004
[6]
http://www.bccresearch.com/report/biocompatible-materials-human-body-hlc010d.html
[7] http://www.ncbi.nlm.nih.gov/books/NBK27136/
49