Tesuturi Dure Si Moi Umane Biomaterialele

=== CAP1 ABIP ===

CAP.1

MATERIALE UTILIZATE IN

IMPLANTOLOGIE SI PROTETICA

TESUTURILOR DURE SI MOI

UMANE – BIOMATERIALE

APLICATII ALE BIOMATERIALELOR

BIOMATERIALE IN SISTEMELE CORPULUI UMAN

TIPURI DE BIOMATERIALE UTILIZATE IN PROTETICA SI IMPLANTOLOGIE

materiale metalice ◦ metale pure – prețioase

– neprețiase

◦ aliaje (soluții solide)

◦ compuși definiți

materiale ceramice ◦ bioinerte

◦ bioactive

polimeri organici

materiale compozite

BIOMATERIALE METALICE

Metale pure

Prețioase: Au, Ag, Pt.

Nepretioase: Ti, Nb, Ta

Aliaje metalice(soluții solide)

Oteluri inoxidabile: 316, 316L

Aliajele de titan: TiAl6V4

Aliaje Co-Cr(cu/fara W, NiMo)

Compuși intermetalici

Amalgame dentare

Aliaje Ni-Ti (NITINOL)

Oteluri inoxidabile

– utilizate cele din clasa austenitica

Caracteristici

Accesibilitate

Rezistenta mecanica scăzută; dar rezistenta la forfecare bună

Rezistenta la coroziune localizata(tip pitting) scăzuta: pericol de coroziune intergranulară

Studii recente au dovedit caracterul cancerigen al ionilor de Ni(Ni2+)

ameliorarea biocompatibilității prin tratamente de suprafața:

nitrurare ionica

implantare cu azot

depuneri de straturi subțiri

Utilizări

mijloace de fixare osoasa:

tije

broșe

fire

șuruburi, cuie

stomatologie

ALIAJE Co-Cr

FXX – aliaje forjate

FXXX – aliaje turnate

Caracteristici

Proprietăți mecanice ridicate: coeficient de frecare scăzut

Rezistenta la coroziune prin pasivare

Pentru aliajele forjate(cele cu Ni) pericolul eliberării Ni2+ nu este mai mare decat la inox

Utilizării

In stomatologie – sub denumirea VITALIUM

In protetica articulațiilor

MATERIALE CERAMICE

MATERIALE CERAMICE BIOINERTE

CARBONUL PIROLITIC

ALUMINA

ZIRCONIA

NITRURA DE TITAN TiN(Ti2N)

MATERIALE CERAMICE BIOACTIVE

FOSFATI DE CALCIU

BIOSTICLE

TITANUL SI ALIAJELE PE BAZA DE TITAN

Caracteristici

– proprietăți fizice ridicate – nemagnetic

– greutate specifica mica

– proprietăți mecanice favorabile – rezistenta specifica mare

– rezistenta la coroziune electrochimica prin

fenomenul de pasivare

Utilizări

Ti pur – in stomatologie – implante dentare

Aliaje pe baza de titan – proteze osoase

→ Ti6Al4V – cel mai utilizat

– V – efect nociv

→ Ti5Al2,5Fe realizează proprietăți

→ Ti5Al7 Nb mecanice comparabile cu

aliajele de referința.

ALIAJE CU MEMORIA FORMEI Ni-Ti

NITINOL Ni – nichel

Ti – titan

N – navy

O – ordonance

L – laboratory

NITINOL 55 (55%Ni, 43%Ti) pe baza comp NiTi

NITINOL 60 (60%Ni, 40%Ti)

Caracteristici:

transformarea martensitică reversibila cu

efect de memoria formei

caracteristici mecanice bune, rezistenta la coroziune favorabila

Utilizări

aplicații in ortopedie

placi de osteosinteza

agrafe

cuie pentru cavitatea medulara

● aplicații dentare

ortodonție – arcuri dentare

implantologie dentara

CARBONUL ARTIFICIAL (DE PIROLIZA)

biocompatibilitate excelenta

apare mai degrabă ca element de

ranforsare realizând un material compozit

Utilizări

● Ca elemente de depunere pe:

valve cardiace

vase artificiale(pereții vaselor sanguine din polimeri organici)

● Ca fibre artificiale de carbon amorf pentru

realizarea biomaterialelor compozite

ALUMINA (Al2O3)

● Utilizata: >99% puritate

● Caracteristici : duritate ridicata(~2300 =3,8…3,9 Kg/dm3)

● Aplicații: ca material independent doar pentru o anumita

parte a implantului, cealaltă parte rămânând

realizata din metal

ex: proteza de sold:

– capul femural – alumina

– tija – aliaj metalic (Ti)

ca material de acoperire printr-un strat subțire pe

un suport metalic – se asociază tenacitatea

materialului cu biocompatibilitatea aluminei

ex: – proteze pentru articulații: de sold

de genunchi

– reconstrucții maxio-faciale

– substituții osoase:…

HIDROXIAPATITA Ca10(PO4)6(OH2)

– principalul component al țesutului dur

● Caracteristici

= 3,16 kg/dm3

= 0,27

duritate ~ 345 HV

Ca/P= 1,67

● <1,67 HA+TCP proprietăți defavorabile

● >1,67 HA+CaO – proprietăți favorabile

● Aplicații

● implante de dimensiuni mici, nesolicitate

mecanic(tehn. ale metalurgiei pulberilor)

● acoperiri pe implant metalic

● implante dentare

● faza bioactiva in compozitie polimerice

STICLE BIOACTIVE

● Denumiri comerciale – BIOVERIT, BIOGLASS, CERAVITAL,

CERABON, ILMAPLANT

cuprinse in sistemul CaO-SiO2-P2O5(Na2O)

● Caracteristici copoziționale:

◦ < 60% mol SiO2

◦ > CaO si Na2O

◦ Ca/P ≥ 5

● Utilizări – nu suporta sarcini mari osicule artificiale pentru

urechea medie

POLIMERI ORGANICI

– Utilizați pe scara larga in implantologie sub diverse forme:

fibre, profile, benzi, folii.

POLIAMIDE (NYLON)

● tip 66; 610, 11

● aramide – poliamida aromatica <KEVLAR>

POLIETILENA – greutate moleculara joasa

– greutate moleculara înalta

– greutate moleculara ultraînalta

UHMWPE

Utilizata: pentru utilizarea implanturilor

ortopedice, articulații ale soldului,

genunchiului

POLIPROPILENA – forma atactica

POLIACRILATUL – utilizata – lentile de contact, lentile oculare

Implantabiile

– in componenta cimentului osos

– realizarea de proteze dentare si

maxilo-faciale

CIMENTUL OSOS – component lichid(20ml)

component solid(40g-pudra)

component lichid: meta-acrilat de metil (monomer) N,N dimetil

toluidina hidrochinona

component solid: PMMA

Stiren – meta-acrilat de metil BaSO4

Peroxid de benzoil

dezavantaj: T polimerizare ≥ 40oC

POLIMERI FLOROCARBONICI (Teflon)

Singurul utilizat in implantologie

Cauciucul – denumirea in implantologie

SILICON

Caracteristici: capacitatea de a se alungi de doua

ori sub acțiune unei forțe de extensie

si de a reveni la forma inițiala după

încetarea acțiunii forțelor.

Utilizări – cosmetica chirurgicala

DEGRADAREA POLIMERILOR

● Factori chimici – provoacă sciziunea lanțurilor

(enzime) polimerice

● Factori de sterilizare – termici

chimici

prin radiație

● Factori mecano-chimici

=== Capitolul.2 ===

Capitolul 2

Implante și endoproteze ale țesuturilor dure umane

2.1. Utilizări în ortopedie

Principiile de design, de selecție a biomaterialelor și criteriile de fabricație a implantelor ortopedice și endoprotezelor sunt variate și complexe. Deși este tentantă înlocuirea țesuturilor naturale cu materiale având aceeași densitate și formă, practic nu este ușor realizabil, deoarece avantajul țesuturilor vii fața de implante sau proteze, capacitatea de adaptare la noi circumstanțe prin remodelarea microstructurii și a macrostructurii, nu este ușor de atins. În general, oboseala mecanica a țesuturilor vii este minimă, exceptând cazul unei maladii ce afectează procesul natural de vindecare sau cazul unei suprasolicitări ce depășește limitele naturale. În încercarea de înlocuire a unei articulații sau cicatrizare a unei fracturi, modalitatea de reparare trebuie efectuată în concordanță cu condițiile naturale.

Astfel, dacă osul se cicatrizează mai repede când asupra lui acționează forțe de compresie, în cazul instalării unui implant trebuie de asemenea concepută o modalitate care să asigure o compresie osoasă. În mod contrar, dacă presiunile sunt nocive, trebuie conceput un sistem de înlăturare a lor. Din păcate efectul forțelor de compresie sau de tracțiune, din cadrul procesului evolutiv de cicatrizare osoasă, nu sunt încă complet înțelese și, în plus, rezultatele experimentale sunt adesea contradictorii .

2.1.1. Implante ortopedice

Se consideră că activitățile osteogenetice și osteoclastice sunt activități normale în țesutul osos in vivo, între ele existând un echilibru dinamic aflat în concordanță cu forțele statice și dinamice aplicate. Dacă există o solicitare mai mare, echilibrul se înclină în favoarea activității osteogenetice și viceversa.

Desigur, sarcini excesive pot dăuna activității celulare de remodelare.

Această relație cauză – efect poate fi pusă în legătură și cu fenomenele piezoelectrice de la nivelul osului, în care potențialele electrice induse prin deformare pot declanșa răspunsul de remodelare osoasă. Aceste potențiale apărute in vivo par să fie o consecință a potențialelor apărute prin curgerea fluidelor în caniculele osoase.

Reacțiile adverse ale organismului uman la implantele metalice utilizate în ortopedie și traumatologie au fost studiate în detaliu de către conf.dr.med. Purghel Florin, în cadrul lucrării sale de doctorat.

Reducerea fracturilor (repoziționarea anatomică a capetelor fracturii) trebuie să se facă ferm, fix, astfel încât procesul de cicatrizare să nu fie impietat de micro sau macro-deplasări la nivelul liniei de fractură.

Referitor la modalitatea de fixare osoasă există două teorii. Una dintre ele este cea dezvoltată de grupul elvețian de renume mondial AO-ASIF, cu sediul la Davos, care susține că este necesară o fixare cât mai rigidă o osului în timpul remodelării osoase, pentru ca osul să nu fie supus nici unei solicitări mecanice și să se poată reface mai ușor. Ca exemplu, în cazul fracturilor unor oase lungi (femur, tibie) sunt utilizate tije zăvorâte pentru rigidizarea osului. Osul se reface în bune condiții, dar problemele sunt legate de costul ridicat al implantelor, tehnica chirurgicală și timpul de imobilizare al pacientului.

Altă teorie, promovată și dezvoltată de școala românească de ortopedie – în special de prof. dr. med. Andrei Firică – este aceea a unei fixări osoase mai puțin rigide, care să permită osului să fie supus unor solicitări mecanice minime, controlate. Aceste solicitări ar duce la o refacere mai rapidă a osului, bazându-se pe faptul că în perioadele de inactivitate totală, metabolismul uman, deci și refacerea osoasă, este mult redus. Pentru aceasta, sunt utilizate dispozitive intramedulare corelate printr-un anume mecanism cu dispozitive externe de fixare. Principalele avantaje ar fi tocmai reducerea perioadei de inactivitate, reducerea costurilor, simplificarea și reducerea duratei operației chirurgicale.

În general, în ortopedie, se utilizează diverse dispozitive de fixare și remodelare osoasă, a căror formă și complexitate variază în funcție de tipul de os și necesitățile operatorii. Exemple de implante ortopedice sunt prezentate în figura 2.1.

Sârme, broșe, tije și cuie

Cele mai simple modalități de fixare osoasă folosesc diferite sârme, broșe, tije sau cuie metalice. Acestea sunt de obicei utilizate pentru a solidariza fragmente osoase. Sârmele sunt de asemenea folosite pentru reatașarea marelui trohanter în cadrul protezelor de șold, sau în cazul fixării unor fracturi lungi cu traiect spiralat apărute la nivel diafizar.

Problema cea mai frecventă este asocierea fenomenului de oboseală cu cel de coroziune al metalelor, care slăbesc rezistența acestora. În plus, necesitatea ca aceste sârme să fie răsucite și înnodate slăbește cu mai mult de 25% rezistența acestora, datorită efectului de concentrare de tensiuni.

Cuiele Steinman (având diametrul între Φ3 și Φ5) și broșele Kirschner (având diametrul între Φ1 și Φ3) sunt dispozitive frecvent folosite pentru fixarea endosoasă, în cazul în care alte modalitați de stabilizare a fracturii sunt dificil de executat.

Vârful broșelor este astfel proiectat încât să penetreze facil osul în momentul înșurubării, dar trebuie avut în vedere faptul că acestea au canelura diferită însă de cea a șuruburilor.

Printre cele mai utilizate implante ortopedice sunt tijele, care pot fi utilizate singure sau combinate cu alte implante ortopedice, cele mai cunoscute fiind tija Ender-Rush sau tija Kuntschener.

Șuruburi

Șuruburile sunt foarte des întâlnite in ortopedie, fiind utilizate la fixarea plăcilor sau a altor dispozitive de fixare osoasă.

Există două tipuri de șuruburi, din punct de vedere al mecanismului de filetare (înșurubare):

autotarodante, denumite și autoînfiletabile

cu tarodare, denumite și fără autoînfiletare

Capacitatea de fixare este asemănătoare pentru ambele tipuri de șuruburi, ea nefiind influențată de design-ul filetului ci doar de diametrul șurubului.

Din punct de vedere al locului anatomic de aplicare, șuruburile sunt de două tipuri:

de corticală (pentru os cortical)

de spongis (pentru os spongios)

Țesuturile imediat adiacente șurubului se necrozează adesea și se resorb. Însă în cazul în care șurubul este menținut timp îndelungat, țesutul necrozat este înlocuit treptat de țesut viu. Exemple de șuruburi sunt prezentate în figura 2.3.

Plăci metalice pentru fixarea fracturilor

(a) Plăci pentru oase cu corticală

Există multiple tipuri de forme și dimensiuni ale plăcilor metalice pentru fixarea fracturilor, conform figurii 2.4.

Deoarece forțele musculare sunt foarte mari, generând momente de îndoire considerabile, plăcile trebuie să fie foarte rezistente, lucru valabil mai ales în cazul celor folosite pentru femur sau tibia.

În timpul activităților curente, la nivelul epifizei proximale a femurului pot să apară momente de îndoire superioare capacității de rezistență a plăcii. De aici rezultă necesitatea impunerii unor restricții de mișcare, cel puțin pentru stadiile de debut ale consolidării.

O importanță deosebită o are fixarea plăcii prin șuruburi, mai ales în cazul în care acestea se pot deforma la înșurubare, facilitând ruperea lor ulterioară prin coroziune și suprasolicitare.

În mod tradițional, formarea unui calus exuberant era considerat ca un semn favorabil, esențial pentru consolidare. În cazul folosirii plăcilor, acest fenomen este nedorit, întrucât el înglobeaza sistemul de fixare făcând posibilă apariția fracturilor în urma traumatismului exercitat în momentul scoaterii plăcii și șurubului.

Acest fapt se datorează preluării de către placă a forțelor apărute în os, cu imposibilitatea formării, conform legii lui Wolff, a unui calus cu o structură și rezistență normală, osul subiacent plăcii fiind în acest fel resorbit (acest efect fiind denumit stress – shield effect).

Pentru a se înlătura acest efect au fost concepute plăci resorbabile din acid poliglicolic (PGA) sau acid polilactic (PLA), dar care prezintă totuși deficiențe atât din punct de vedere al fabricării de șuruburi rezistente din același material, cât și din punct de vedere al ratei de resorbire. În plus, folosirea acestor tipuri de materiale polimerice termoplastice necesită o aparatură chirurgicală suplimentară și costisitoare.

(b) Plăci pentru oase de tip spongios

O grijă deosebită trebuie acordată fixării oaselor de tip spongios, care au densități și rezistente mai mici decât oasele de tip cortical. De exemplu, la o fixare la nivelul epifizelor (capătul unui os de tip lung), fixarea se face prin folosirea combinată a șuruburilor, plăcilor și buloanelor.

Volumul de material metalic necesar în acest caz este mai mare, astfel că și posibilitatea apariției infecției în zona de implant este mult crescută.

Uneori este posibilă fixarea unei fracturi apărute în acest tip de os doar prin intermediul șuruburilor, cel mai adesea pentru pacienți tineri, deoarece au o masa de țesut osos trabecular mai mare .

Implante intramedulare

Implantele intramedulare sunt folosite pentru fixarea fracturilor oaselor lungi. Aceste implante sunt introduse intramedular, fixând linia de fractură prin împiedicarea rotației în cazul tijelor zăvorâte și prin dezvoltarea unor forțe radiale în interiorul cavității. Exemple sunt prezentate în figura 2.5.

Un alt avantaj al fixării intramedulare este faptul că nu necesită incizii chirurgicale importante, implantul putându-se introduce printr-o incizie de mici dimensiuni.

În comparație cu fixarea prin plăci, implantele intramedulare au o capacitate mai mare de a rezista la forțele de încovoiere, dar au dezavantajul că distrug parțial vascularizația osului, păstrând însă intact periostul.

Au fost făcute studii aprofundate referitoare la aportul sanguin intramedular și intervenția lui în rata cicatrizării, având în vedere distrugerile vasculare care apar în momentul introducerii implantului.

Este bine stabilit faptul că există trei surse de aport sanguin osos:

arterele nutritive, care pătrund diafizar;

arterele metafizare;

arterele periostale.

În momentul fracturii, vascularizația țesuturilor moi adiacente devine mai activă, suplinind distrugerile care se produc odată cu introducerea tijei intramedulare.

De asemenea, se pare că implantele tip placă și cuie, în funcție de localizarea lor, pot să diminueze mai mult decât dispozitivele intramedulare vascularizația și deci cicatrizarea osoasă.

Există mai multe tipuri de dispozitive intramedulare, cel mai adesea clasificate în funcție de secțiunea lor transversală (circulară, în cruce, romboidală, etc) care determină rezistența la încovoiere și torsiune.

Dispozitive externe pentru fixarea fracturilor (fixatoare)

Fixarea externă axială sau circulară este o metodă de osteosinteză, care a apărut inițial ca rezultat al necesității de a reduce fracturile complexe în cazul în care imobilizarea cu ajutorul gipsului este imposibilă datorită pierderii de substanță cutanată, dar este utilizată și pentru alungirea oaselor, dispozitivul mai fiind denumit în acest caz distractor.

Imobilizarea în cazul utilizării dispozitivelor este realizată folosind pivoți sau fire care sunt prinse în os distal și proximal de partea fracturată și apoi sunt puse în legătură prin bare metalice exterioare.

Dispozitivele trebuie să asigure o fixare stabilă, din acest motiv ele mai sunt denumite și stabilizatoare, dar fără a fi rigidă deoarece astfel este împiedicată regenerarea oaselor. Ele sunt utilizate pentru fixarea fracturilor diferitele oase din cadrul sistemului osteo-articular.

Dispozitivele externe de fixare a fracturilor (prezentate în figura 2.6.) se împart în două mari categorii:

circulare, care folosesc drept elemente de legătură cu osul niște fire metalice

axiale (tip bară).

(a) Dispozitive de fixare de tip circular

Aceste dispozitive pot fi utilizate pentru alungirea tuturor oaselor lungi și poate fi montat la femur, gambă, braț sau antebraț.

Ansamblul solid al acestor componente variate constituie un instrument care prezintă o elasticitate și o rezistență considerabilă, care permite ca două sau mai multe oase lungi fracturate să fie ținute imobilizate în poziția dorită.

În timp ce inelele dispozitivului sunt fixate prin tije filetate, ele pot fi puse în poziții diferite, care permit compresia sau distracția fragmentelor osoase în funcție de necesități.

Elasticitatea ansamblului, combinată cu stabilitatea mare, accelerează procesul de osteogeneză locală și va mări fixarea solidă a osului în timpul corecțiilor.

Acestea sunt utilizate în următoarele cazuri:

reducerea și sinteza externă a fracturilor;

tratamentul fracturilor deschise sau multifragmentare;

alungirea membrelor;

Principalele avantaje ale fixatorului circular extern constau într-o distribuție uniformă controlată a sarcinii în os și o mare capacitate de reglare, ca dezavantaj menționând lipsa de confort dată pacientului.

La execuția acestora se utilizează atât biomateriale metalice, cum ar fi oțelurile inoxidabile austenitice, titanul și aliajele de titan, cât și alte materiale (de exemplu aluminiul pentru realizarea unor componente de legătură, neimplantabile, sau materiale compozite, fibre de carbon).

Cele mai cunoscute dispozitive externe de fixare sunt: Peretti, Fixano, Ortofix, Synthes și Ilizarov.

(b) Dispozitive de fixare de tip axial (tip bară)

Aceste dispozitive sunt mult mai ușor de suportat de către pacient și oferă o stabilitate suficientă și ușurință în manevrare.

Dintre multiplele variante ale acestora, menționăm cele produse de firmele Aesculap, Ortofix, Fixano.

Ele sunt construite modular, sub forma unei bare, prevăzută cu montarea unor pini speciali, filetați, care se înșurubează în fragmentele de os rigidizându-le pe acestea față de corpul aparatului.

Aceste dispozitive asigură o bună fixare și manevrabilitate, dar și un confort mai bun pentru pacient comparativ cu cele circulare.

Implante pentru coloana vertebrală

Când elementele osoase ale coloanei vertebrale sunt deformate, apărând o mărire a dimensiunilor anterioare față de cele posterioare, deformația se numește lordoză, situația opusă purtând denumirea de cifoză.

Aceste deformări generează curburi ale coloanei, convexitatea fiind situata anterior, respectiv posterior. Deformările cu apariția unor curburi laterale poarta denumirea de scolioze.

Unul din cele mai cunoscute dispozitive pentru corectarea afecțiunilor coloanei vertebrale este tija spinală Harrington.

În deformările foarte severe sunt necesare dispozitive de reducere și de corecție fie externă (care sunt din asemănătoare cu dispozitivele externe de fixare a fracturilor), fie internă (două exemple sunt prezentate în figura 2.7.).

Problemele principale care apar în cazul acestor dispozitive sunt:

cedarea prin oboseală, care apare datorita forțelor mari suportate;

necroza, care apare la nivelul vertebrelor;

implantarea unui număr mare de placi, cuie și șuruburi, acestea fiind necesare pentru corecție; această problemă poate fi evitată prin folosirea unor implante moderne, elastice, gen “centură”, realizate din biomateriale cu memoria formei.

2.1.3. Endoproteze (proteze articulare interne)

Endoprotezele sau protezele articulare interne sunt utilizate în vederea înlocuirii totale („total replacement”) sau parțiale a funcțiilor unei articulații umane cu una artificială.

Funcția unei articulații este factorul care determină caracteristicile și structura unei articulații, adică mișcarea pe care o permite. Articulațiile umane fiind descrise într-un capitol anterior, vor fi prezentate în continuare numai unele aspecte pe care le-am considerat necesare pentru înțelegerea biomecanicii protezelor articulare.

Suprafețele articulare pot fi: sferice, eliptice, cilindrice și plane. Cunoasterea formei suprafeței articulare este foarte importantă pentru înțelegerea biomecanicii articulare. În general, aceste suprafețe, încadrabile geometric, se pot reduce la două forme principale: plană și curbă.

În articulațiile plane, mișcările sunt reduse. În cele cu suprafețe sferoidale există porțiuni osoase convexe ce corespund unor porțiuni concave. Mișcările, în acest din urmă caz, sunt cu mult mai intense. Pentru o funcție normală este necesară o adaptare perfectă a suprafeței articulare, o concordanță sau, cum se mai spune in limbaj clinic, o ,,congruență" articulară. Lipsa acestei concordanțe articulare face posibilă producerea de leziuni ulcero-necrotice și, în final, instalarea de procese artrozice prin alterarea cartilajului și a țesutului osos subiacent.

Funcțiunea articulațiilor constă în a permite anumite mișcări oaselor care intră în alcătuirea lor. Felul mișcărilor și forma suprafețelor articulare sunt într-o strânsă interdependență. Examinând forma acestor suprafețe, putem deduce foarte ușor natura mișcărilor.

Influența funcțiunii asupra suprafețelor articulare este foarte evidentă în cazul articulațiilor sinoviale. În anumite imprejurări, prin exerciții gimnastice, la acrobați, se produc modificări vizibile ale suprafețelor, precum și ale ligamentelor articulare, care devin tot mai laxe.

Între oasele ce intră în componența unei articulații sinoviale se pot efectua trei feluri de mișcări elementare: alunecarea, învârtirea (rostogolirea) și rotația.

Alunecarea constă în deplasarea suprafețelor articulare puse în contact însoțită de frecare, adică fără îndepărtarea lor. Învârtirea sau rostogolirea este caracterizată prin deplasarea circulară a suprafețelor articulare, astfel ca la fiecare nouă fază a mișcării, alte porțiuni ale acestora vin în contact, mișcare comparabilă cu aceea a unei roți ce se rostogolește pe pământ. Rotația este o mișcare circulară, caracterizată prin răsucirea, deplasarea osului mobil împrejurul axului său longitudinal. Axul poate fi situat în afara osului; în acest caz rotația e însoțită de deplasare, ca în cazul încheieturii mâinii. Alteori axul trece chiar prin punctele de contact ale suprafețelor articulare; rotația este pură, fără deplasare, ca în mișcarea articulației umărului. Aceste mișcări se combină între ele.

Sensul mișcării ce se efectuează într-o articulație este imprimat de conformația suprafețelor articulare. De asemenea, în articulațiile cu conducere ligamentară amplitudinea mișcărilor este mai mică decât în cele cu conducere musculară, chiar dacă au aceleași grade de libertate. Astfel, deși articulațiile șoldului și ale umărului au aceleași grade de libertate (trei), mișcările lor diferă; sunt mai reduse în prima, deoarece are o conducere ligamentară în comparație cu cea de-a doua, cu conducere musculară.

Axul articular este o linie teoretică în jurul căreia se execută mișcarile unei articulații. O articulație poate avea unul sau mal multe axe. De exemplu: articulația cotului prezintă un singur ax, cea radiocarpiană are două axe, iar articulația umărului trei. Întotdeauna, într-o articulație cu mai multe axe vor fi posibile mișcări mai ample și mai variate decât într-una cu un singur ax.

După numărul axelor în jurul cărora se execută mișcăriIe în diferitele articulații, deosebim:

Articulațiile uniaxiale, care permit mișcări opuse într-un singur plan;

2. Articulațiile cu două axe (biaxiale), perpendiculare una pe alta;

3. Articulațiile cu trei axe, care permit mișcări în toate planurile spațiului.

În mod obișnuit, mișcările corpulul nostru nu se execută prin intermediul unui șir de articulații care impreună formează un lanț articular. Numai astfel se întelege cum este posibil să ducem, pe de o parte, degetele mâinii în toate direcțiile spațiului și pe de altă parte, să ne putem atinge aproape toate părțile corpului. Prin intermediul lanțului articular se pot executa mișcări variate și totodată, datorită acestui ansamblu particular, se poate asigura amortizarea loviturilor.

Articulațiile umane pot fi echivalate mecanic, această echivalență fiind prezentată în figura 2.8.

Protezarea articulară pune probleme suplimentare comparativ cu fixarea și refacerea osoasă, probleme referitoare atât la uzură și coroziune, cât și la încărcările dinamice prezente la acest nivel. Pe de altă parte, înlocuirea articulațiilor mari (genunchi, șold, umăr, cot) prezintă și un risc ridicat de apariție a infecției. De asemenea, probleme importante le ridică intervențiile ulterioare unei prime protezări.

a b

Datorită acestor probleme, protezarea articulară era considerată o manevră de ultimă necesitate, rezervată îndeosebi pacienților vârstnici, la care apare durere, instabilitate, deformare și redoare articulară. Marele număr de persoane tinere afectate -datorată creșterii numărului de accidente-, corelată cu evoluția tehnicii în acest domeniu -care a permis creșterea duratei de funcționare a protezelor-, au condus la creșterea numărului de proteze articulare implantate unor pacienți tineri.

Actualmente, mai mult de jumătate de milion de endoproteze ale tuturor articulațiilor umane (șold, genunchi, umăr, cot, încheietura mâinii, gleznă), realizate din diverse biomateriale, sunt implantate anual în lume.

Proteze coxofemurale (de șold)

Primele metode de corectare a unor anormalități ale articulației șoldului au fost protezele acetabulare și cele de cap femural, dar tehnicile actuale înlocuiesc simultan cele două formațiuni anatomice prin proteza totală de șold, variantele utilizate în timp fiind prezentate în figura 2.9.

Este de remarcat marea diversitate a protezelor de șold, fiecare producător încercând să impună un design propriu, aceasta deși principiile de bază sunt aceleași (exemple sunt date in figura 2.10.).

Figura 2.9. Evoluția în timp a protezelor articulare de șold

Din punct de vedere constructiv, sunt două mari tipuri de proteze de șold: monobloc și cu cap amovibil. La cele cu cap amovibil, componenta acetabulară a protezei este executată separat de cea femurală, și în marea majoritate a cazurilor din alt material. Pe plan mondial sunt realizate în special proteze cu cap amovibil, deoarece componenta acetabulară este supusă unor încercări mecanice mult mai mari decât cea femurală. Totodată ea impune și alte condiții, cum ar fi o sfericitate perfectă.

Combinațiile de materiale care se pot utiliza la realizarea acestora sunt prezentate în tabelul 2.1.

Tabel 2.1. Combinații de materiale utilizate la realizarea protezelor de șold

Legendă la tabel:

++ Experienta clinica indelungata PTFE- polytetrafluoroetylene (Teflon);

– Nepotrivit pentru aplicati clinice PETP-polyethylenephthalate (polyester);

+ Testat clinic UHMWPE- Polietilena cu masa moleculara ultra mare

– Nepotrivit din motive tehnice (polietilena de înaltă densitate);

Netestat incă

Din punct de vedere al fixării protezelor de șold, acestea sunt împărțite în două clase:

– cu cimentare;

– fără cimentare.

Aceasta clasificare este reliefată în figura 2.11.

Protezele cu cimentare sunt fixate în țesutul osos prin intermediul unui ciment polimeric, care mai preia o parte din șocuri și difuzează în mod uniform forțele de încărcare. Totuși, forțele apărute la nivelul regiunii distale a protezei sunt mai mari decât în mod normal, în timp ce forțele la nivel proximal sunt mai mici ca în cazul articulației naturale. Această distribuție a forțelor poate să genereze o resorbție osoasă la nivel proximal, ca urmare a absenței stimulării prin încărcare mecanică, neajuns ce poate fi înlăturat parțial prin alungirea gâtului protezei. Acest artificiu tehnic duce la o încărcare masivă în regiunea mediană a protezei, ceea ce predispune la fractură.

Un alt fel de neajuns este generat de distrugerea cavității medulare prin inserția protezei, fapt ce duce la tulburări de nutriție cu generarea de necroze și, uneori, de embolii grăsoase.

Frecarea excesivă care apare la forțe de încărcare mari între suprafețele articulare sau înlocuirea în timp a protezelor sunt alte probleme dificil de rezolvat. După unii autori, combinațiile otel inox – polietilenă sau aliaj Co-Cr – polietilenă răspund mai bine în această privință față de aliajele Co–Cr, sau alte aliaje metalice. Aceste forțe de frecare pot fi mai mari în sistemele integral metalice, datorită suprafețelor mai mari ale acestora față de suprafața din sistemul metal – polimer. Oricum, indiferent de sistemul folosit, forțele de frecare sunt diminuate prin intermediul fluidelor tisulare.

Problema ridicată de contactul ciment – proteză și ciment – os poate fi parțial rezolvată prin acoperirea din fabricație a protezei. Acest procedeu reduce atât degradarea protezei, cât și cantitatea de ciment folosit intraoperator, diminuându-se necroza care apare datorită temperaturii ridicate degajată în timpul polimerizării.

Interfața os – proteză este cea care generează în timp deprecierea calităților protezei, care poate fi mecanică sau topografică, însoțită sau nu de simptomatologie clinică.

Fixarea inadecvată, tehnicile chirurgicale deficitare, apariția unor eventuale hematoame în zona de polimerizare, cât și resorbția și remodelarea osoasă contribuie toate, în proporții variabile, la pierderea calităților funcționale ale protezelor.

Au fost de asemenea concepute proteze cu suprafețe poroase (figura 2.12.), care se fixează fără cimentare, permițând în plus creșterea osoasă. Aceste proteze cu suprafețe poroase pot fi folosite doar în cazul unui țesut osos relativ sănătos, care prin creștere să fixeze proteza. Acest fapt generează și o imobilizare mai lungă decât în cazul cimentării.

Figura 2.12. Proteză articulară de șold cu suprafață poroasă

Indiferent de modalitatea de fixare osoasă, reducerea (repoziționarea anatomică a capetelor fracturii) trebuie să se facă ferm, fix, astfel încât procesul de cicatrizare să nu fie impietat de micro sau macro-deplasări la nivelul liniei de fractură.

Tehnicile chirurgicale uzuale folosesc pentru fixare diverse dispozitive metalice a căror formă și complexitate variază în funcție de necesitățile operatorii.

Proteze de genunchi

Dezvoltarea acestor tipuri de proteze (figura 2.13.) s-a făcut mai lent, datorită caracteristicilor biomecanice și stabilității reduse ale acestora. Degenerarea articulației genunchiului este cea mai frecventă în comparație cu toate celelalte tipuri de articulații.

Protezele de genunchi se clasifica în 2 tipuri:

cu ax central, tip balama;

fără ax central, care la rândul său se subdivide în:

unicompartimentală;

bicompartimentală.

Problema implanturilor de genunchi este scufundarea platoului tibial, ca urmare a distrugerilor trabeculare de la acest nivel. Acest neajuns poate fi înlăturat prin mărirea suprafeței protezei polimerice, sau prin inserarea sub aceasta a unui platou metalic.

Au fost de asemenea concepute proteze cu suprafețe poroase, care se fixează fără cimentare, permițând în plus creșterea osoasă.

Aceste implanturi cu suprafețe poroase pot fi folosite doar în cazul unui țesut osos relativ sănătos, care prin creștere să fixeze proteza. Acest fapt generează și o imobilizare mai lungă decât în cazul cimentării.

Proteze de umăr

Mobilitatea articulației scapulo-humerale este datorată articulației dintre capul proximal hemisferic al humerusului și cavitatea glenoidiană. Primele încercări de protezare a umărului s-au făcut prin înlocuirea capului humeral, proteza având o suprafață articulară mai mare decât suprafața articulară a osului înlocuit. Dar există și alte tipuri de proteze: Stanmore, Bechtol, Fenlin.

În figura 2.14. este prezentată o proteză de umăr totală, cu cap amovibil, fabricată de firma Sulzer.

Proteze pentru articulația cotului

Articulația cotului reunește brațul cu antebrațul. Fiziologic, cotul prezinta două articulații diferite:

articulația trohleană, care permite executarea de către antebraț a mișcărilor de flexie-extensie;

articulația trohoidă, care permite radiusului să se rotească în jurul cubitusului.

Pe de altă parte, sinoviala este unică pentru articulația humero-radială și articulația humero-cubitală. Cele trei oase care alcătuiesc articulația cotului sunt menținute în contact prin:

– capsula articulară;

– ligamentele periferice: anterior, posterior, intern și extern.

Articulația cotului poate fi considerată o articulație de tip balama, care permite în general mișcările de flexie și extensie, putând avea, dar limitat, și alte tipuri de mișcări. În figura 2.15. este prezentată o proteză de cot, fabricată de firma Sulzer.

Proteze pentru articulația gleznei

Proteza este alcătuită din trei componente: inferioară, superioară și componenta de mijloc, după cum se poate vedea în figura 2.16.

Componenta superioară se implantează în tibie, cea de mijloc joacă rolul de menisc, iar cea inferioară se implantează în osul tălpii.

2.1.4. Tehnici de fixare a endoprotezelor

Pentru endoproteze, problemele de interfață sunt deosebit de importante. Există mai multe modalități de fixare a protezelor articulare:

fixare mecanică pasivă, care permite o relativă mișcare între implant și suprafața tisulară;

fixare mecanică activă, folosind șuruburi, sârme, cuie,tije și ciment osos;

fixare biologică, prin stimularea creșterii osoase în implanturile poroase sau cu suprafața texturată;

fixare chimică directă între suprafețele tisulare și suprafața implantului.

De asemenea, pot fi luate în considerare și tehnicile mai noi:

stimularea electrică sau prin cîmp electromagnetic pulsatoriu,

stimularea chimică prin folosirea fosfatului de calciu,

fixarea directă folosindu-se ceramici amorfe sau particule resorbabile impregnate în ciment osos.

Principala cauză a deteriorării implanturilor este degradarea materialelor folosite, ceea ce reprezintă în ultimă instanță o problemă de interfață.

În continuare, voi prezenta problemele legate de modalitățile de fixare osoasă și de posibilele soluții legate de crearea unor noi zone de interfață și a unor articulații integral protezate.

Fixarea prin ciment osos

Acest tip de fixare a protezelor articulare generează două interfețe:

interfața os – ciment;

interfața ciment – proteză.

Problemele apar pentru ambele tipuri de interfețe, rata de deteriorare fiind de aproximativ 10% în ambele eventualități. Problemele apărute la interfața ciment – proteză pot fi reduse prin preacoperirea materialului de implant cu ciment osos, sau polimer PMMA, la care cimentul osos folosit în timpul operației poate adera mult mai rapid și mai ușor.

Problema interfeței os – ciment este mai greu de rezolvat, datorită proprietăților intrinseci ale celor două substanțe, cât și datorită tehnicilor chirurgicale de cimentare.

Toxicitatea monomerului, fragilizarea în timp a cimentului, cît și apariția porilor la turnarea în cavitatea creată, contribuie la degradarea interfeței os – ciment.

Problema interfeței os – ciment poate fi soluționată prin stimularea creșterii osoase. Astfel, cimentul osos poate fi folosit ca mediu pentru fixarea inițială, dar în același timp să stimuleze creșterea osoasă caracteristică, care se obține prin încorporarea unor particule resorbabile, cum ar fi particulele de os anorganic.

Studiile histologice au demonstrat că eficacitatea maximă a creșterii osoase are loc atunci când se folosesc particule resorbabile osoase, integrate în cimentul osos, în proporție de 30%. Concentrații mai mari reduc drastic rezistența mecanică a cimentului.

Fixarea Biologică

Începând cu 1963, de când Smith a creat un substituent osos format din alumină ceramică poroasă impregnată cu rășină (Cerocium), s-au făcut permanente eforturi pentru crearea unei interfețe viabile între țesut și implant.

Deși materialul prezenta o bună aderență la țesuturi, dimensiunile reduse ale porozităților (în medie 18 µm) erau prea mici pentru a permite creșterea în interiorul lor a țesutului osos.

Pentru creșterea osoasă, porii trebuie să fie mai mari de 75 µm, astfel încât să permită dezvoltarea normală a osteoanelor.

În plus, țesutul osos dezvoltat în interiorul acestor pori intercomunicanți trebuie să fie supus unor anumite forțe mecanice, prevenindu-se astfel resorbția acestuia.

O altă dificultate o reprezintă timpul îndelungat de imobilizare necesar pentru creșterea țesutului osos, perioadă în care pacientul nu poate folosi zona protezată, existând de asemenea și riscul apariției unor infecții.

Există și riscul unor distrugeri de țesut osos nou creat, ca urmare a unor sarcini prea mari la care acesta este supus. Mai mult, se pare că acoperirea cu material poros a protezei diminuează rezistența protezei. În cazul in care unele componente ale protezei sunt metalice există și riscul unei corodări intense a suprafeței acestora.

În încercarea de a înlătura aceste probleme au fost propuse următoarele soluții:

– Preacoperirea suprafeței metalice poroase cu materiale ceramice (cu hidroxiapatita ceramică sau cu carbon). Este o metodă dificil de realizat, datorită dificultății de pătrundere în porii materialului metalic, cît și datorită diferențelor de dilatare termică a celor două tipuri de materiale.

– Preacoperirea cu materiale poroase polimerice. Teoretic este metoda cea mai bună, avînd avantajul că materialul polimeric este capabil să transfere sarcini de la implant către țesutul osos într-un mod gradual și că este redusă coroziunea metalului. Problema majoră o constituie rezistența scăzută la interfața polimer – metal, mai ales în cazul unor încărcări dinamice.

– Stimularea electrică sau electromagnetică a creșterii osoase. Această tehnică folosește curent continuu, care va accelera creșterea osoasa. Efectul este foarte accentuat în stadiile primare ale vindecării și se diminuează pe parcurs. Problema pe care această metodă o ridică este modul invaziv de implantare a electrozilor. Câmpurile electromagnetice pulsatorii reprezintă o metodă mai bună, având în vedere că ele acționează extracorporal.

– Stimularea creșterii osoase prin substanțe specifice. În acest scop au fost utilizate proteine ale matricei osoase sau cristale de hidroxiapatită, care au fost dispuse în jurul implantului poros. Acest lucru este posibil deoarece nu mereu e posibil să se creeze o cavitate în os care să corespundă întocmai formei și volumului protezei. În plus, aceste substanțe înlătură microdeplasările protezei după implantare.

Fixarea Directă Os – Implant

Prin utilizarea câtorva tipuri de sticle ceramice, s-a presupus capacitatea de legare directa a implanturilor de os, datorita unor proprietăți de disoluție selectivă a stratului superficial al implantului.

Cu toate acestea, nu s-a reușit încă o acoperire de calitate a suprafețelor metalice, sticla ceramică utilizată fiind prea fragilă pentru a fi folosita în implanturi.

Fixarea Pasivă

Această tehnică a fost aplicată în circumstanțe limitate, pentru articulația șoldului și articulațiile degetelor. Datorită modului de solicitare predominant copresivă, se folosesc metode de fixare care utilizează suprafețe perfect congruente ce limitează mișcarea.

2.2. Utilizări în stomatologie

2.2.1. Aspecte generale

Înlocuirea dinților pierduți, într-un fel sau altul, a preocupat omenirea timp de secole, din dorința de a trata mutilarea produsă de pierderea dinților și îndeosebi a dinților frontali.

Aparatul masticator este implicat în procesul de achiziționare și triturare a alimentelor, cu directă responsabilitate ce cade asupra dinților și țesuturilor de suport ale acestora. Funcția dinților este caracteristică doar dacă există un suport corespunzător, asigurat de paradonțiu, un organ format din țesut conjunctiv moale și dur. La pacientul edentat, denumire dată pacientului care prezintă probleme dentare, întregul mecanism funcțional al transmiterii sarcinii este modificat datorită pierderii suportului parodontal.

Implantele dentare se folosesc în cazul lipsurilor sau extracțiilor dentare, folosirea lor fiind grevată de riscul unor infecții facile, având în vedere contactul cu mediul extern al cavității bucale. Aceste tipuri de implante trebuie să răspundă unor forțe foarte mari dezvoltate pe o suprafață mică, dar și mediului înconjurător care prezintă compoziție, pH și temperatură variabilă.

Implantologia dentară (denumită în unele cazuri și implantologie orală) este știința care se ocupă cu diagnosticul, desenul, inserarea, restaurarea și/sau utilizarea structurilor orale, aloplastice sau autogene pentru refacerea structurilor morfofuncționale ale aparatului dento-maxilar. Protetica dentară se ocupă de faza restaurativă și componentele planului general de tratament.

Prefixul allo înseamnă „altele”, deci alogrefele sunt o categorie de materiale care nu sunt obținute de la pacient. Ele pot fi alogene, materiale care au componente organice și includ părți moi sau obișnuite de la animale sau cadavre, sau aloplastice, adică biomateriale.

Reconstituirea funcționalității dentare se poate face prin utilizarea protezelor totale sau a implantelor. Este evident că protezele totale sunt utilizate atunci când un pacient și-a pierdut toți dinții.

Implantul ideal ar fi dintele însuși, lucru care poate fi uneori posibil în urma unor traumatisme ce nu duc la alterarea anatomică și funcțională a osului. În majoritatea cazurilor însă, atât dintele cât și suportul prezintă o patologie diversă. Dinții artificiali suportați de către gingii (protezele dentare) reprezintă doar o soluție de compromis, datorită, în principal, lipsei stabilității cauzată de resorbția osoasă subiacentă implantului și unei estetici mediocre. Dinții artificiali fixați în osul maxilar sau în mandibulă fac obiectul implantelor endoosoase.

Pacienții care poartă proteze totale au dificultăți la adaptarea protezelor, deoarece dimensiunea, poziția, presiunea și mobilitatea protezei afectează comportarea mușchilor orali. Pentru rezolvarea problemelor provocate de purtarea protezelor totale, atenția specialiștilor s-a îndreptat spre implantele dentare și spre mărirea ariei purtătoare de proteză, realizată prin vestibuloplastie sau mărirea crestei alveolare.

Folosirea implantelor dentare în tratamentul edentațiilor totale și parțiale a devenit o modalitate de tratament curent în stomatologie, fapt reflectat în numărul de zeci de ori mai mare al medicilor stomatologi implicați în implantologie dentară. O problemă este însă faptul că majoritatea medicilor folosesc un sistem specific de implant, oferit de un producător, deși ar trebui, deoarece nici un sistem nu se aplică cel mai bine la toate situațiile și cerințele pacienților, să aibă cunoștințe privind mai multe sisteme de implante.

2.2.2. Proteza dentară totală

Proteza dentară totală este o piesă protetică cu ajutorul căreia se înlocuiesc toți dinții absenții de pe un maxilar și se fac funcțiile aparatului dento-maxilar modificate esențial de starea de edentație totală. Proteza totală este mijlocul de tratament al edentației totale, care poate fi unimaxilară când se pierd toți dinții de pe un maxilar sau bimaxilară, când se pierd toți dinții de pe ambele maxilare.

Protezele totale sunt introduse într-o cavitate virtuală delimitată de formațiuni osoase și musculare, reprezentate de cele două câmpuri protetice, de buze, obraji, limbă, planșeul bucal, etc. Câmpul protetic cuprinde totalitatea țesuturilor cu care proteza vine în contact: creste alveolare (reprezentate de proeminențele intraorale ale oaselor maxilare), bolta palatină, mucoasele. Câmpul protetic edentat este rezultatul pierderii dinților și a unor modificări consecutive.

În cavitatea bucală este prezentă saliva secretată de glandele salivare, care are atât rol de lubrifiant ce favorizează alunecarea părților moi, mobile, în contact cu suprafețele externe ale protezei, cât și un rol în obținerea forței de adeziune.

Proteza, prin forma și dimensiunea sa, nu trebuie să împiedice libertatea mișcărilor formațiunilor anatomice, în special mișcările limbii.

Proteza totală este un corp fizic cu care se restaurează arcada dentară în edentația totală și se refac funcțiile aparatului dento-maxilar. Ea este compusă din următoarele părți:

baza protezei, alcătuită la rândul ei din placa protetică și șaua protetică

arcada dentară artificială

Proteza totală este obținută în urma colaborării dintre medicul stomatolog și specialistul în tehnică dentară, prin îmbinarea armonioasă a unor etape clinice cu etape tehnice. Fiecare etapă de tratament are o importanță deosebită, de însumarea rezultatelor tuturor etapelor depinzând realizarea unei piese protetice care să prezinte o integrare biologică adecvată. În continuare, sunt prezentate detaliat etapele clinico-tehnice ale confecționării protezelor:

Examinarea pacientului

Amprentarea preliminară

Confecționarea modelului preliminar

Confecționarea portamprentei individuale

Amprentarea funcțională

Confecționarea modelului funcțional

Confecționarea șabloanelor de ocluzie

Determinarea raporturilor intermaxilare

Montarea modelelor în ocluzor sau articulator

Confecționarea machetelor protezelor totale

Proba machetelor în cavitatea bucală

Confecționarea tiparului

Realizarea bazei protezelor

Dezambalarea, prelucrarea și lustruirea protezelor

Aplicarea protezelor în cavitatea bucală

2.2.3. Membrane

Printre afecțiunile aparatului dentomaxilar se numără și parodontopatiile, care afectează atât osul alveolar, cât și gingia și locul unde aceasta se inseră pe dinte. Prin tratamente locale parodontopatia poate fi stopată într-un anumit stadiu, dar rămâne problema majoră a refacerii substratului osos alveolar, care susține dintele. Premisele teoretice care au permis înțelegerea și aplicarea tehnicilor de regenerare osoasă au apărut încă de la începutul anilor ’50, susținându-se că osul se poate regenera mai bine când este izolat de țesutul conjunctiv înconjurător. Dar abia peste un deceniu a apărut conceptul de regenerare tisulară ghidată (GTR), care susține că prin îndepărtarea țesuturilor nedorite de la nivelul cheagului sanguin de vindecare, acesta poate fi populat selectiv cu tipul de țesut dorit.

Aplicarea acestui principiu în stomatologie a fost posibil cu ajutorul membranelor, cu ajutorul cărora a fost creat un spațiu închis între defectul osos și suprafața internă a membranei, în care cxelulele originare din țesutul osos puteau migra fără interferarea celorlalte celorlalte tipuri de celule tisulare.

Au fost experimentate de-a lungul timpului, pe animale sau pe subiecți umani, membrane executate din diverse biomateriale: filtre Millipore, cauciuc, celofan, teflon, colagen sau vicryl.

Tehnicile chirurgicale de implantare au fost ele continuu îmbunătățite, ele având o mare importanță în reușita implantării membranelor. Un element esențial pentru reușita operației este imobilizarea perfectă a membranei, prin fixarea acesteia de dinte cu un fir de sutură realizat din același biomaterial ca și membrana (figura 2.17.).

Actualmente, nu există o unanimitate în ceea ce privește tehnica sau biomaterialele folosite, însă marea majoritate a specialiștilor preferă membranele neresorbabile realizate din politetrafloretilen expandat (e-PTFE), un biomaterial pe bază de teflon, bioinert, stabil chimic și rezistent la acțiunea mediului corosiv. În plus, structura sa expandată permite infiltrarea celulară și penetrarea colagenului, proces care produce o microstructură, care constă în noduri solide interconectate cu o rețea fibrilară fină.

Membranele au forme diverse, care să le permită adaptarea intimă pe suprafața dentară și osul alveolar în zona în care acestea interferează. Ele pot fi în formă de H, de I, semiinelară sau un segment de inel de diverse mărimi, adaptabile la orice tip de defect osos.

În tabelul 2.2., sunt prezentate avantajele și dezavantajele membranelor neresorbabile.

Tabel 2.2. Avantajele și dezavantajele membranelor neresorbabile.

2.2.4. Implante dentare

Un implant dentar este un dispozitiv medical realizat dintr-un biomaterial de natură biologică sau aloplastică, care este inserat chirurgical în țesuturile moi sau dure ale cavității orale în scopuri funcționale sau fizionomice.

Este utilizată noțiunea de os disponibil, definit prin cantitatea de os în zona edentată, în care se va introduce implantul. Aceasta este măsurată în lățime, înălțime, înclinare, raportul coroană/corpul implantului, și stă la baza descrierii implantelor de către producători.

De asemenea, se definește osul alveolar ca osul mandibular sau maxilar ce înconjoară și sprijină dinții. După ce are loc extracția dintelui, osul care rămâne este denumit creastă osoasă reziduală.

Implantele dentare pot fi clasificate în două mari categorii:

implante dentare endoosoase.

dispozitive de susținere (implante) subperiostale sau transosteale;

Prima categorie reface funcționalitatea osoasă, fără necesitatea altor dispozitive de fixare, în timp ce a doua categorie stabilizează și conferă rezistență dentiției.

A. Implante endoosoase

Un implant endoosos (en–în și osteo-os) este inserat chirurgical în locul unui dinte lipsă, într-o creastă osoasă reziduală, pentru a restaura funcționalitatea inițială a acestuia. Ideea principală a acestor implanturi este de a genera o stabilizare imediată și o fixare de durată. După fixarea rădăcinii, de obicei la aproximativ 14 luni, se recurge la crearea unei coroane dentare, implantată în rădăcina deja existentă.

Anumite implante endoosoase prezintă un sistem de fixare mai complicat, în cadrul cărora rădăcina artificială este fixată în cavitatea restantă după extracția dentară, fiind complet îngropată în osul alveolar. Ulterior se montează un pivot, pe care apoi se îmbracă coroana.

Majoritatea implantelor endoosoase sunt realizate din biomateriale metalice (titan și aliaje de titan, aliaje Co-Cr, aliaje de tantal) și ceramice (safir bioceramica, zirconia). S-au efectuat cercetări în vederea acoperirii suprafețelor implantului cu biomateriale ceramice (hidroxiapatită) sau polimerice (proplast, care este un compus politetrafluoroetilenic) cu obținerea unor rezultate încurajatoare.

Subclasele principale ale implantelor endoosoase sunt:

implantele șurub cilindric

implantele în formă de lamă.

Alegerea formei implantului este determinată în primul rând de soluția aleasă pentru restaurarea edentației și de osul disponibil existent.

Misch a realizat un limbaj generic pentru definirea componentelor implantelor endoosoase, prezentat în cele ce urmează. Corpul este partea din implant destinată a fi introdusă chirurgical în os. Bontul este partea implantului care servește pentru sprijinul și/sau retenția protezei sau suprastructurii implantului. O suprastructură este definită ca un schelet metalic care se potrivește la bontul implantului și asigură retenția pentru proteză, cum ar fi bara turnată care reține o supraproteză. Sunt trei categorii principale de bonturi, în funcție de metoda de retenție: bont pentru șurub; bont pentru ciment și bont pentru anexare. Fiecare dintre aceste categorii se poate clasifica în continuare în bont drept sau angulat, descriind relația axială între corpul implantului și bont. Pentru a transfera poziția exactă a desenului corpului implantului sau bontului este necesară o amprentă. Un implant analog este folosit pentru a reproduce partea retentivă a corpului implantului sau bontului. După ce supraamprenta este întărită, analogul corespunzător este fixat la copia de transfer și ansamblul este turnat în ghips pentru a realiza supramodelul. O copie este o acoperire subțire, realizată de obicei pentru a potrivi bontul implantului și servește ca o conexiune între bont și suprastructură. O copie prefabricată este de obicei o componentă metalică realizată precis pentru a adapta bontul. O copie pentru turnare este de obicei un mulaj de plastic turnat în suprastructura metalică.

(a) Implantele șurub cilindric

Implantele șurub cilindric, care mai sunt denumite și implante „rădăcină”, sunt destinate inserării verticale în grosimea osului alveolar și pot fi netede, filetate, perforate, masive sau goale. Tipurile principale ale acestora, în funcție de design, sunt: cilindrice, șurub sau combinate. Cele cilindrice sunt împinse sau bătute ușor într-un spațiu osos preparat, iar cele șurub sunt filetate în spațiul osos și au elemente retentive vizibile macroscopic pentru fixarea inițială osoasă.

Principalele implante șurub cilindric utilizate în practică sunt: Branemark, I.M.Z., Bonefit ITI, Ledermann, Ha-Ti, Calcitek, Core-Vent, Steri-Oss, Tubingen, Frialit, implantul stabilizator endodontic.

O scurtă descriere a acestora este prezentată în continuare.

Implantul Branemark

Unul din cele mai bine cunoscute sisteme de implanturi, utilizat în întreaga lume de peste 20 de ani, este sistemul Branemark. Studiile științifice care au dus la dezvoltarea sistemului au fost efectuate de anatomistul Branemark și colaboratorii acestuia, în anii 1952-1960, la universitatea din Gotteborg, în Suedia. În 1965 au fost inserate pentru prima oară aceste implante la pacienți.

Implantele Branemark sunt implanturi șurub de formă cilindrică, având suprafața prelucrată mecanic și prezintă, la vârf, patru muchii tăietoare. Au de obicei un diametru de 3,75 mm și o lungime de 7-20 mm pentru fixture –termen preferat de mulți utilizatori-, dar sunt și implanturi cu diametre de 3,3 mm, 4 mm și 5 mm, cu o lungime cuprinsă între 10-15 mm). În figura 13.18. sunt prezentate aceste implanturi. Componentele unui sistem Branemark sunt: corpul implantului, șurub, manșon gingival, cilindru auriu, șurub auriu.

Implantele sunt autoforante și au un filet extern, protejat de invazia țesutului conjunctiv printr-un șurub de vindecare, iar marginea externă este hexagonală pentru a împiedica rotația suprastructurii. În corpul implantului se înfiletează șurubul de acoperire, ce rămâne în acest loc pe toată perioada de vindecare. După expunerea implantului se înlocuiește șurubul de vindecare cu unul central, necesar fixării bontului protetic. Un cilindru auriu se înșurubează apoi în bont și devine parte integrantă a viitoarei proteze, ele fiind apoi fixate între ele printr-un șurub ocluzal („șurub auriu”), realizându-se o unitate mobilă între implant și proteză. Astfel, lucrarea protetică poate fi îndepărtată oricând de pe bontul implantului.

Implantul I.M.Z.

Implantul I.M.Z. sau implantul cilindric intramobil se deosebește de celelalte implanturi prin inserarea unei componente elastice compensatoare între implantul osteointegrat și suprastructura protetică. În figura 13.19. este prezentat sistemul I.M.Z.

Utilizat încă din 1974, implantul se compune din două părți: corpul implantului și conectorul intramobil (I.M.C.) care constă într-o inserție din titan și din elementul intramobil. Acesta din urmă are rolul preluării șocurilor și distribuției solicitărilor pentru a preveni suprasolicitarea țesuturilor. Unul din avantajele clinice ale elementului intramobil este că impreciziile minore ale scheletului metalic al lucrării protetice pot fi compensate de componenta elastică.

Componentele sistemului sunt: corpul implantului, elementul intramobil, bontul protetic, șurub de fixare.

Implantele IMZ sunt disponibile în mai multe variante, putând avea diametre diferite (3, 4 și 5 mm) și lungimi diferite (8, 10, 13 și 15 mm). Ele au o formă cilindrică,

Corpul implantului este realizat din titan, dar sunt și variante în care implantul de titan este acoperit cu hidroxiapatită.

Implantele Bonefit ITI

Acest sistem a fost realizat de International Team for Implantology și este reprezentat de trei tipuri diferite de implanturi: cilindru perforat, șurub perforat și șurub plin. Sistemul complet constă în 7 tipuri de implante. Totuși, în ciuda diversității sistemului, în ultimul timp a fost utilizat cu precădere implantul Bonefit ITI de tip șurub plin inserat în două etape.

Implantele sunt disponibile în două diametre diferite și lungimi variate, putând fi inserate într-o singură etapă chirurgicală sau în două etape.

Ele sunt realizate din titan nealiat, partea inferioară fiind acoperită cu ceramică. Spre deosebire de celelalte sisteme de implant care se inserează în două etape, nu mai e necesară o a doua intervenție chirurgicală pentru expunerea implantului, deoarece implantul este situat transgingival și nu subgingival.

Alte implante de același gen sunt: Ledermann, HA-Ti, Calcitek, Steri-Oss.

Implantul stabilizator endodontic

Implantul stabilizator endodontic are rolul de a îmbunătăți implantarea deficitară a dinților, prin prelungirea pârghiei intraosoase, și este indicat în replantarea dentară, luxația dentară sau stabilizarea dinților.

Există mai multe tipuri de implante stabilizatoare endodontic:

stabilizator cu suprafață netedă

stabilizator endodontic filetat

cu filet pe toată lungimea

cu filet în două zone (Tri-Lock)

stabilizator pentru dinții cu malpoziții

Bioceram-Anchor

(b) Implantele lamă

Implantul lamă este unul din primele tipuri de implante dentare care nu a încercat să imite forma rădăcinii. Implantul în formă de lamă (denumit și blade-vent implant) folosește o dimensiune orizontală a osului care este plat și îngust în sens vestibulo-lingual. Elementele necesare pentru a obține fixarea rigidă inițială pentru un implant lamă, alături de biomaterialul adecvat, sunt: un design acceptabil, prepararea atraumatică a părților moi și dure, o perioadă de vindecare de 4-8 luni fără deplasări la interfața implantului.

După cum se observă din figura 2.20., corpul endoosos îngust al implantului lamă prezintă găuri și șanțuri, pentru ca osul să poată crește prin implant în câteva luni. Mărindu-se astfel suprafața de sprijin, va crește și capacitatea de a suporta solicitări verticale mari. Cu cât sunt mai multe orificii în corpul implantului, cu atât interfața os-implant are un potențial mai mare de a distribui forțele verticale. Desenul orizontal cu șanțuri introdus de Hahn crește semnificativ suprafața os-implant pentru distribuția forțelor. În plus, șanțurile orizontale permit solicitarea la compresiune mai degrabă decât la forfecare, ceea ce reprezintă un avantaj deoarece osul este mai rezistent la compresie și mai slab la forțe de forfecare.

Implantul lamă poate prezenta bonturi protetice fixe sau mobile. Cele mobile conferă un avantaj major, pentru că vindecarea pe un profil tisular coborât scade pericolul traumatizării de către forțele masticatorii sau limbă în timpul formării interfeței os-implant, iar această vindecare atraumatică este esențială pentru procesul de fixare rigidă osoasă. Se utilizează de obicei două bonturi, fixate împreună în implant. Astfel, forța ocluzală se aplică pe întreaga suprafață a implantului și se reduce astfel cantitatea de forțe transferată pe fiecare loc.

Implantul lamă poate fi îndoit pentru a urma curbura arcadei, dar trebuie realizat dintr-un biomaterial care poate fi îndoit, păstrându-și totuși o rezistență corespunzătoare. De aceea el este realizat din titan pur comercial sau din aliaje de titan, care în plus sunt capabile să realizeze o interfață directă os-implant. Există și unele variante de acoperire a implantelor cu hidroxiapatită, dar la îndoirea corpului implantului stratul de hidroxiapatită depus se fracturează.

B. Dispozitive de susținere subperiostale sau transosteale

Implantul subperiostal trebuie utilizat numai acolo unde osul aklveolar este aproape complet resorbit. Studii efectuate de membrii Academiei Americane de Implantologie Dentară duc la concluzia că implantul subperiostal are succes pe o perioadă mai lungă de timp atunci când este utilizat doar la mandibulă, nu și la maxilar.

Aceste implanturi prezintă două componente majore: o infrastructură (alcătuită din bare principale, secundare și periferice, și bonturi de sprijin) și o suprastructură (care este în formă de potcoavă și constă din patru bare atipic articulate împreună, prin lăcașuri interconectate).

Biomaterialele folosite pentru aceste tipuri de implanturi sunt biomateriale metalice (oțeluri inoxidabile, aliaje Co-Cr și aliaje de Ti), îndeosebi datorită ușurinței de obținere în laboratoarele dentare și a bunelor proprietăți mecanice. Se recomandă uneori acoperirea acestor materiale cu materiale inerte, cum ar fi carbonul și ceramicele, crescându-se astfel rezistența superficială a acestora. Marziani a utilizat pentru prima dată un implant care utilizează tantalul (sub forma unei plase care se modelează pe os) ca material de implant, spre deosebire de metoda americană de concepție care utiliza Vitallium, acesta fiind mai bine tolerat de către țesuturi și este mai ușor de prelucrat la rece pentru a-l adapta peste osul expus.

Înainte de realizarea implantului, se impune confecționarea unei linguri din acrilat, pentru a realiza o amprentă a osului de mare acuratețe. Acrilatul rece va fi mixat și apoi aplicat pe osul expus, spălând cu apă rece tot timpul, pentru a preveni încălzirea și arderea țesuturilor moi. Lingura chirurgicală este apoi tratată cu un agent adeziv, pentru a permite o legătura mai bună cu materialul de amprentă (cauciuc elastic sau Neoplex).

2.3. Fixarea implantelor dentare

Eforturile de a fixa implantele în os pot fi clasificate după răspunsul osului gazdă după patru mecanisme:

fixarea prin intermediul țesutului fibros înalt diferențiat

fixarea prin intermediul țesutului fibros slab diferențiat

ancorarea prin intermediul folosirii fixatorilor artificiali

ancorarea directă în os vital.

(A) Fixarea prin intermediul țesutului fibros înalt diferențiat

Din nefericire, menținerea și restaurarea unui ligament parodontal propriu în jurul implantului dentar nu a fost încă descoperită. Cele mai încurajatoare cercetări experimentale au fost raportate de Pillar și colaboratorii, care au descris experiențele efectuate pe implante ortopedice ancorate printr-un tip particular de țesut fibros, înalt diferențiat, cu fibre aranjate într-un mod similar cu cele ale ligamentului parodontal. Oricum, aceasta cercetare a fost de scurtă durată și a rămas incert dacă este posibilă o ancorare asemănătoare ligamentului parodontal înalt diferențiat în jurul implantelor ce funcționează clinic.

(B) Fixarea prin intermediul țesutulul fibros slab diferențiat

O analiză a raspunsului osos, la majoritatea implantelor folosite curent de stomatologi, demonstrează că se pot întampla două incidente. Primul ar fi respingerea tisulara cu un raspuns inflamator acut sau cronic sau cu pierderea timpurie a implantului, iar al doilea incident, considerat frecvent ca un ,,răspuns de succes" este producerea unei încapsulari fibroase neaderente, de grosime diferită, în jurul implantului.

Unii autori insistă cu privire la obligativitatea dezvoltării unor astfel de răspunsuri tisulare fibroase, care sunt slab diferențiate la implantele metalice, indicând că astfel de implante sunt mai sigure imediat după inserție și că, progresiv, ar deveni mai ,,relaxate". Aceste eșecuri sunt raportate la tipul de material folosit, la localizarea implantului, la geometria lui, la stabilitatea fixării și la acestea se adaugă mulți alți factori. Cauze specifice care pot conduce la eșecul osteogenezei interfaciale includ:

1. tehnica chirurgicală traumatică, ce conduce la modificări termice excesive ale osului gazdă;

2. implantul este supus imediat funcționării;

3. confecționarea implantului dintr-un material care ar determina un răspuns ,,sărac" din partea gazdei;

Majoritatea publicațiilor de specialitate actuale demonstrează că implantele endoosoase metalice sunt aproape invariabil înconjurate de țesut fibros, care nu amintește de ligamentul parodontal și nu este similar cu acesta.

(C) Ancorarea prin intermediul fixatorilor artificiali

Incompatibilitatea biomecanică aparentă între implantele endoosoase metalice și țesuturile gazdă, sugerează utilizarea unui ciment osos, care să stimuleze distribuția sarcinii și rolul fixării ligamentului parodontal. Dar eventuala pierdere a implantelor cimentate nu este surprinzătoare, deoarece interfața dintre ciment și os este compusă dintr-un strat de țesut fibros slab diferențiat.

(D) Ancorarea directă în os vital

Unii autori au speculat ideea că anumite materiale din care se confecționează implantele pot avea o suprafață chimică dinamică, ce ar putea induce modificări histologice la interfața implantului, care în mod normal s-ar manifesta dacă implantul nu ar fi prezent. Aceasta sugerează o situație asemănătoare cu crearea unei fracturi chirurgicale parțiale (situsul gazdă al implantului) cu un material biocompatibil (implantul sau rădăcina dintelui), introdus în locul vindecat în prealabil, prin dezvoltarea țesutului diferențiat. Obiectul cercetării clinice ar constitui, după aceea, introducerea unul sistem de implante care ar putea reconcilia între ele:

1. comportarea anterioară a unui asemenea material ,,in vivo"

2. tehnica preparării locului gazdă, care nu ar compromite acest obiectiv;

3. designul pentru implantul care s-ar opune forțelor clinice funcționale și nefuncționale.

Dacă inducerea formării osului în jurul unui astfel de implant ar fi clinic realizabilă, atunci s-ar putea prezice o metodă sigură de fixare sau ancorare și ar avea loc ,,osteogeneza interfacială" sau ,,osteointegrarea" pe suprafața implantelor metalice, fără orice fel de țesut fibros interpus, verificate experimental în cadrul unor cercetări efectuate cu titan, otel inoxidabil și vitallium (aliaj de tip Co-Cr).

Branemark a descris termenul de "osteointegrare" pentru a evidenția contactul direct dintre os și suprafața solicitată a implantului, pe care l-a observat în cazul implantelor dentare. O caracteristică foarte interesantă a interfeței osteointegrate este aceea că, contrar interfețelor tisulare fibroase slab diferențiate, pare să se stabilească o legatură mai putemică a implantului odată cu trecerea timpului.

BIBLIOGRAFIE

=== Capitolul.3 ===

Capitolul 3

Implante ale țesuturilor moi umane

Aceste implante sunt destinate a înlocui țesuturile moi umane, fiind de o diversitate remarcabilă. Ca o caracteristică generală a acestor implante, se poate spune că acestea sunt executate în special din biomateriale polimerice. Aceasta deoarece astfel de implante nu necesită caracteristici de rezistență mecanică deosebite, ci o biocompatibilitate deosebită cu țesuturile moi umane.

Ele se pot clasifica în două mari categorii:

implante care intră în contact cu sângele, pe care le-am denumit generic implante cardiovasculare

implante care nu intră în contact cu sângele (cele mai importante fiind implantele oftalmologice, implantul cohlear și implantele estetice).

În continuare, vor fi descrise câteva categorii de implante pentru țesuturile moi umane.

Implante cardiovasculare

Aristotel a declarat cândva că: ,,Numai inima … nu este capabilă să suporte rănile". În anul 1890, chirurgul englez Stephen Paget zicea: ,,Chirurgia cardiacă a atins cu siguranță granițele fixate de natură. Chirurgii de azi tratează inima cu același respect ca înaintașii lor, dar simt mai puțină venerație pentru ea. În anii 1950 existau deja aparate care puteau salva inima pentru câteva ore, iar în anul 1952 s-a realizat implantarea unei valve de inimă artificiale, realizată dintr-un tub de plastic și o bilă. Perfecționarea valvelor artificiale, prin includerea unei bile de silicon care sare în sus și în jos în interiorul unei cutii metalice, s-a petrecut rapid și cu rezultate bune, acestea devenind o piesă de schimb folosită în mod obișnuit.

În anul 1960 a fost implantat primul pacemaker în cutia toracică a unui bolnav. În anul 1967 s-a efectuat o operație coronariană de tip by-pass, în cursul căreia s-a scos de sub pielea pacientulul o venă care a fost folosită pentru înlocuirea unui segment de arteră coronară bolnavă.

Interacțiunile dintre biomateriale și sânge includ orice tip de interacțiuni care au loc în sânge și au ca rezultat efecte asupra dispozitivului implantat, asupra sângelui sau asupra oricărui organ sau țesut uman. Aceste efecte apar de obicei în combinații variate, odată ce există un sinergism considerabil între ele, și pot avea semnificații chimice sau consecințe nedorite.

Interacțiunile sânge-biomaterial pot fi de două tipuri:

interacțiuni care afectează primordial biomaterialul sau dispozitivul:

adsorbția de proteine, lipide, calciu sau de alte substanțe din sânge la suprafața sau în interiorul dispozitivului;

adeziunea unor celule la suprafața dispozitivului;

formarea de capsule tisulare pe suprafața exterioară a dispozitivului.

interacțiuni care au un posibil efect nedorit asupra subiectului uman:

coagularea sângelui;

formarea de cheaguri la suprafața dispozitivului, care pot obtura vasele de sânge;

vătămarea celulelor sangvine;

vătămarea celulelor și țesuturilor din apropierea dispozitivelor, rezultând irigarea redusă sau afectarea altor funcții ale dispozitivelor.

În cazul dispozitivelor cardiovasculare, descrise în continuare, trebuiesc luate în considerare nu doar interacțiunile acestora cu sângele, ci și interacțiunile acestora cu țesuturile adiacente, adeziunea și creșterea bacteriilor sau a altor agenți infecțioși pe sau lângă dispozitiv.

3.1.1. By-pass cardiopulmonar

Cunoscut și sub denumirea de mașină cardiopulmonară, sistemul CPB (cardiopulmonar by-pass) este conceput să pompeze sânge neoxigenat din partea dreaptă a inimii printr-un oxigenator sintetic, nu prin plămâni, și să înapoieze sânge oxigenat în sistemul circulator.

Construit pentru prima dată în anul 1950, sistemul CPB a oferit avantaje extraordinare în operațiile pe cord deschis care s-au efectuat în ultimii 40 de ani. Folosind acest sistem, chirurgii cardiovasculari pot acum vindeca defecte congenitale complexe sau dobândite care privesc pereții ventricolelor, separatoarele inimii, valvele de inimă și vasele de sânge.

Sistemul este folosit la pacienții cu boli pulmonare sau pentru susținerea vieții după afecțiuni grave la nivelul cordului sau plămânilor.

Componentele uzuale ale unui CPB includ:

un dispozitiv de schimb de gaze (oxigenator);

pompe pentru sânge;

un schimbător de căldură;

o supapă ventriculară;

o linie de aspirație pericardială;

tuburi, filtre și rezervoare.

Siliconul a fost foarte mult utilizat ca biomaterial pentru fabricarea membranelor oxigenatoare, datorită permeabilității ridicate față de gazele respiratorii.

Polipropilena microporoasă este de asemenea folosită, deși avantajele sale privind hemocompatibilitatea nu au fost stabilite.

Alte materiale folosite la execuția unor componente ale sistemelor tip CPB ar fi: poliacrilonitril și poliacrilostiren, poliuretan, policarbonat și oțel inoxidabil. Pentru că nici o suprafață sintetică cunoscută nu este total tromborezistentă, anticoagularea sistemică este o cerință a folosirii CPB, ca și în cazul hemodializei.

3.1.2. Valve de inimă

Protezele valvelor inimii sunt folosite pentru a le înlocui valvele de inimă naturale, atunci când acestea nu-și mai îndeplinesc funcțiile normale din cauza unor boli. Utilizate pentru prima dată pe oameni în 1960, ele pot fi mecanice sau bioprotetice (realizate din biomateriale de origine naturală).

Valvele mecanice, care sunt executate din biomateriale artificiale (biomateriale care nu sunt de origine naturală), pot fi de două tipuri:

tip sferă;

tip discuri basculante.

Cele mai folosite biomateriale artificiale utilizate la realizarea valvelor de inimă sunt: siliconul, aliajele Co-Cr, titanul și carbonul pirolitic. Componenta valvei care se mișcă, denumită și “ecluză”, răspunde în mod pasiv la schimbările de presiune și de irigare ale inimii.

Dintre protezele valvulare artificiale, cum mai sunt denumite valvele de inimă artificiale, cele care reunesc preferințele celor mai mulți chirurgi par să fie protezele: Byork-Shilley, Sorin, Pop de Popa, St.Jude (prezentată în figura 3.1.) și Star-Edwards.

Valva care deține recordul de durabilitate (20 ani) este o valvă de tip Star-Edwards, executată din silicon. Prima valvă în formă de disc basculant, folosită cu bune rezultate și astăzi, este valva tip Bjark-Shiley. Suporturile și inelul sunt făcute din aliaj Co-Cr, discul din carbon pirolitic, iar inelul pentru adeziune din exteriorul inelului interior este făcut din politetrafluoretil expandat.

3.1.3. Grefe vasculare sintetice

Raționamentul proiectării grefelor vasculare sintetice s-a bazat pe:

nevoia de a înlocui vase de sânge largi, cum ar fi artera aortă, când acestea devin slabe sau bolnave;

performanțele nesatisfăcătoare ale grefelor realizate din biomateriale de origine naturală utilizate în aceste scopuri;

indisponibilitatea unei vene autoprelevabile (ASV) pentru grefarea arterelor de diametru mic.

Din multitudinea de polimeri testați, ePTFE s-a dovedit a fi cel mai satisfăcător în ceea ce privește rezistența și incidența scăzută a înfundării cauzate de tromboză. Chiar și în cazul utilizării acestuia, mai apar astfel de fenomene, în special la grefe cu diametru intern mai mic de 4 mm.

Cel mai utilizat model de proteză arterială pentru diametre medii și mari (mai mari de 4 mm) este Knitted Dacron.

3.1.4. Stent-uri cardiovasculare

Un stent cardiovascular, denumit și armătură, este un dispozitiv fabricat din materiale inerte și proiectat pentru a servi ca suport intern, permanent sau temporar, pentru a menține sau crește lumen-ul (diametrul) unui vas de sânge. Introdus pentru prima dată în anii ‘60, acest aparat a primit o atenție crescândă în ultimii ani.

Conceptul unei proteze endovasculare a fost propus de Dotter în 1969, dar prima operație de implantare a unui stent intracoronarian la om a fost efectuată de Sigwart în 1987.

Ele sunt de mai multe tipuri:

tip arc – cu diametru inițial mic, care se mărește până la o dimensiune predeterminată atunci când este înlăturată o piedică;

tip balon expandabil – care funcționează pe baza principiului deformării plastice a unui metal sub limita de elasticitate și sunt confecționate din polimeri biodegradabili, folosiți ca suport pentru o perioadă finită sau ca suport pentru inducerea treptată a medicamentelor în corp, corelată cu degradarea lor (un exemplu este prezentat în figura 14.2.);

cu memoria formei – care sunt confecționate din materiale cu memoria formei (Nitinol), schimbându-și forma în funcție de temperatură.

Principalele trei tipuri de stenturi utilizate cu precădere de către chirurgii cardiovasculari din Marea Britanie sunt:

Palmaz-Schatz – produsă de Johnson&Johnson, realizată din două segmente de 7mm de tub de oțel inoxidabil conectate printr-o rețea metalică de 1mm, stent care este montat pe un balon cateter de diametrul de 3-4mm;

Medtronic-Wictor – are forma unei spirale, de 15 mm lungime, are componenta metalică mai mică, executată din tantal, care asigură un suport radial mai scăzut, și este fabricată de firma Medtronic;

Gianturco-Roubin Flex-Stent – este o structură continuă din fir de oțel inoxidabil de 0,006 inch diametrul. Firul este pliat longitudinal, formând o serie de bucle care sunt înfășurate în jurul unui balon cateter având aspectul unui cilindru, fiind impiedicată alunecare. Este disponibil în două variante, pentru leziuni în lungime de până la 12, respectiv 20 mm, cu diametrul între 2-4 mm, putând fi utilizat și în cazul unor traiecte vasculare sinuoase.

Proprietățile esențiale ale acestora sunt: flexibilitatea radială și torsională, biocompatibilitatea remarcabilă, vizibilitatea cu raze X, expandabilitatea. Problemele legate de acestea sunt legate de afectarea pereților vaselor de sânge datorită inserției chirurgicale.

Eforturile cercetătorilor în acest domeniu sunt concentrate în direcția reducerii costurilor legate de durata de spitalizare prelungită, prin modificarea design-ului stenturilor, prin utilizarea de noi biomateriale (ca de exmplu aliajele cu memoria formei tip Ni-Ti sau polimerii bioresorbabili), prin folosirea tehnicilor de imagistică medicală sau prin inițierea unor terapii anticoagulante orale în preziua intervenției chirurgicale.

3.1.5. Catetere și canule cardiovasculare

Cateterele, canulele și tubajul intravascular sunt plasate virtual în fiecare porțiune a circulației arteriale și vasculare a pacientului. Ele sunt folosite pentru administrarea fluidelor (sânge, substanțe nutritive, sare izotonică, glucoză, medicamente, mediu contrastant pentru angiografie), pentru obținerea unor date (presiune arterială, presiune pulmonară) și pentru extragerea de probe de sânge. Exemple sunt prezentate în figura de mai jos.

Ele sunt realizate din biomateriale polimerice, poliuretanul și siliconul elastomer fiind preferate de către majoritatea firmele care fac catetere și canule.

3.1.6. Peacemaker (stimulator cardiac)

Peacemaker-ul a fost conceput pentru înlăturarea anormalităților care pot apare în ritmul inimii. Un sistem peacemaker este alcătuit dintr-un generator de puls cu conector, electrozi și un fir de legătură între cele două. Generatorul de puls conține o baterie fixată ermetic și un modul electronic care comunică cu conectorul extern, ansamblul fiind încorporat în titan. Generatorul de puls este implantat sub piele, sub claviculă în cazul peacemaker-elor endocardiale sau pe partea superioară a abdomenului în cazul peacemaker-elor epicardiale.

Electrozii sunt făcuți din platină, argint, titan, oțel inoxidabil austenitic sau aliaje de cobalt. Majoritatea peacemaker-elor folosesc o baterie litiu-iod. Conectorul este o subunitate complexă, asigurând un fluid de etanșare pentru generatorul de puls și, în același timp, permițând comunicarea continuă între părțile electronice și generatorul de ritm. Un conector tipic este fabricat prin injecția de poliester uretan și este compus din glicol-eter-politetrametilen și 1,4 – butandiol; blocul conector de metal, capsulat, este din titan; setul de șuruburi este din aliaj de titan TiAl6V4, fiind acoperite cu safir sau alumină policristalină. Referitor la materialele utilizate pentru execuția electrozilor, se poate spune că platina îndeplinește cel mai bine cerințele impuse. Lipsa unei rezistențe structurale corespunzătoare poate fi compensată prin alierea cu 10% iridiu. Un alt material utilizat este argintul pur.

Primele ritmatoare au fost făcute din polietilenă, dar acum se utilizează biomateriale polimerice mai rezistente, cum ar fi siliconul sau poliuretanul. Aceste materiale sunt ușor de tăiat de către instrumentele medicale (scalpel, forceps) și au un coeficient scăzut de fricțiune atunci când sunt umede.

Complicațiile legate de biomaterialele folosite la execuția peacemakerelor sunt rare, în special în cazurile în care sunt implantate epicardial și nu sunt în contact cu sângele.

3.1.7. Filtre cardiovasculare

Filtrele sunt introduse în vena cavă inferioară a pacienților care au avut sau sunt pe punctul de a avea embolism pulmonar, dar în situațiile în care terapia anticoagulantă pentru prevenirea apariției este contraindicată.

Filtrul tip “umbrelă” este fabricat din silicon îmbrăcat în oțel inoxidabil și este dispus în formă de umbrelă închisă prin vena jugulară, cu ajutorul unui cateter, și apoi deschisă în vena cavă inferioară imediat sub venele renale. Rareori acest filtru a migrat spre ventriculul drept și artera pulmonară, cauzând simptoame obstructive catastrofale.

Filtrul Greenfield este în formă de con și este realizat din oțel inoxidabil. El este introdus în vena cavă inferioară prin vena jugulară sau femurală și are un design care nu conduce la reducerea semnificativă a debitului, nici măcar după ce reține “embolii”. Fixarea este asigurată de cârlige care se prind de peretele venei.

Filtrul “bird’s nest” (cuib de pasăre) este introdus și fixat în același mod, dar se distinge prin rețeaua densă de interconexiuni subțiri din oțel inoxidabil. Filtrul se ancorează de pereții venei prin cârlige executate din argint.

3.2. Implante oftalmologice

Pentru a corecta funcția optică a ochiului sunt folosite diverse implante oftalmologice realizate din biomateriale polimerice, precum lentilele de contact și implantele intraoculare. Ochelarii corectează și ei funcția optică, dar sunt dispozitive oftalmologice externe, nefiind în contact intim cu țesuturile umane.

Trebuie amintit că lumina care penetrează în ochi este parțial refractată în cornee, trece prin umoarea apoasă și de pupilă, este refractată în lentilele cristalinului, trece printr-o umoare sticloasă și converge pe retină.

Cele mai importante implante oftalmologice sunt lentilele de contact și lentilele intraoculare, dar există și alte categorii:

implante pe cornee;

implante în cornee;

implante pentru glaucom;

implante pentru retină;

lentile de contact;

lentile intraoculare.

3.2.1. Lentile de contact

Lentilele de contact sunt dispozitive opace care trebuie să aibă o bună transmisie a luminii vizibile. Pigmenții și vopseaua sunt adăugați în lentilele de contact doar pentru a le conferi un efect cosmetic.

Principalele proprietăți impuse lentilelor de contact, adăugate proprietăților optice necesare, sunt:

stabilitate chimică;

preț de cost accesibil;

să permită permeabilitatea oxigenului;

rezistență la acumulările de pe suprafața lentilelor a depozitelor de lipide/mucus/proteine provenite de la lacrimi sau alte surse;

ușurință la curățare și dezinfectare.

Majoritatea lentilelor de contact existente sunt executate din biomateriale care au o proprietate importantă, și anume permeabilitatea oxigenului.

Coeficientul de permeabilitate a oxigenului (P) este definit de relația:

P = D · k

unde:

D – coeficient de difuzie (cm2/sec)

k – solubilitatea din legea lui Henrry (cm3 STP/cm3 mmHg).

Pentru o lentilă de contact, transmisivitatea de oxigen este definită ca fiind coeficientul de permeabilitate de oxigen al biomaterialului, împărțit prin grosimea mediului lentilei. Din punct de vedere al permeabilității oxigenului, lentilele ideale ar trebui realizate din polidimetilsiloxan. Deoarece trebuie ca biomaterialul să aibă și proprietăți de fabricatie corespunzătoare, majoritatea lentilelor de contact sunt executate din diverși polimeri de tipul polimetilfenilvinilsiloxan.

Primele lentile de contact de pe piață au fost executate din polimetilmetacrilat, care este un biopolimer cu proprietăți optice foarte bune, excepție făcând impermeabilitatea sa la oxigen. Ulterior au fost dezvoltate alte biomateriale pentru fabricarea lentilelor de contact, rigide, respectiv copolimeri ai metilmetacrilat cu siloxanalchilmetacrilat. Cel mai mult folosit copolimer hidrofil în lentilele rigide este acidul metacrilic.

Siliconul nu este un biomaterial preferat pentru execuția lentilelor de contact, deoarece are tendința de a se lipi de cornee datorită caracterului său hidrofob.

Lentilele de contact din hidrogel sunt maleabile și încap confortabil pe suprafața corneei. Deoarece există un mic schimb de lacrimi sub aceste lentile, majoritatea oxigenului care ajunge la cornee trebuie să penetreze aceste lentile.

O categorie aparte de lentile de contact sunt cele rigide, care încap foarte bine pe cornee și se mișcă când clipești mai mult sau mai puțin liber peste filmul de lacrimi care separă lentila de contact de suprafața corneei, dar la care se impune ca orice încovoiere a lentilei provocată de clipire să fie acoperită instantaneu la sfârșitul clipirii.

O diversitate de lentile de contact executate din biomateriale polimerice diferite, dar înrudite, folosite într-o varietate de proporții pentru a obține proprietățile dorite sunt în comerț. Cu toate acestea, trebuie reținut faptul că orice schimbare minoră în chimia biomaterialelor utilizate la execuția lentilelor de contact poate afecta foarte puternic performanțele clinice ale acestora. Dezvoltarea lentilelor de contact cu conținut de fluorină și faptul că fluoroderivații pot îmbunătăți permeabilitatea de oxigen și rezistența la depozitare, crează noi direcții de dezvoltare a acestui domeniu.

4.2.2. Lentile intraoculare

Lentilele intraoculare sunt utilizate după extracția cataractei, pentru a înlocui lentila cristalinului opacă a ochiului. Acestea constau într-o componentă optică și una mecanică, care o susține pe cea optică în cel mai favorabil loc sau în ochi.

O lentilă intraoculară poate fi plasată în camera anterioară, în pupilă și în camera posterioară. Ultimul tip este cel mai mult folosit la aceasta oră; ele sunt de obicei plasate în interiorul capsulei posterioare a lentilelor cristaline, care rămân în ochi după ce lentilele au fost scoase chirurgical. Există o mare varietate de lentile intraoculare, prezentate în figura 14.4.

Ele mai sunt denumite și IOL (“IntraOcularLenses”), alegerea unui anume tip depinzând nu neapărat de necesitățile pacientului, ci de preferința chirurgilor.

Biomaterialele din care sunt făcute IOL trebuie să aibă proprietăți optice foarte bune și să fie biocompatibile cu țesuturile vecine. Biomaterialele utilizate de obicei sunt polimetilmetacrilati, fibre de polipropilena, HEMA sau alți hidrogeli, care pot hidratați sau într-un stadiu dezhidratat, cauciuc de silicon și copolimerii alchilacrilați.

3.3. Implante ureterale

Urologia este una din specialitățile medicale care sunt dependente din ce în ce mai mult de dispozitivele medicale și biomaterialele utilizate la execuția acestora. Aceste dispozitive ar trebui denumite implante ureterale, dar în practica medicală sunt cunoscute sub denumirea de stenturi sau sonde ureterale.

Definirea unei sonde ureterale, tolerată de către ureter, relativ stabilă și minim invazivă, reprezintă un moment de referință în patologia urologică. Ea este denumită de către diverși autori ca sondă dublu J, sondă pig-tail sau sondă Cook.

Istoricul manipulării drenajului intern a căii urinare superioare evidențiază prima intubație a ureterului cu un cateter în 1994 pentru protecția suturilor după o pieloplastie efectuată de Davis. În 1967, Zimskid raportează utilizarea stenturilor ureterale executate din silicon. Datorită problemelor legate de deplasarea acestora, Finny introduce în 1978 sonda dublu J, denumită și sonda pig-tail sau sonda Cook. Extremitățile acestei sonde formează câte o buclă deformabilă, una în bazinet alta în vezica urinară, devenind autostatică și nepermițând deplasarea ei. Aceste sonde pot avea atât rol de drenaj intern a căii urinare superioare, cât și de calibrare a acestei. Trebuie precizat însă că aceste sonde nu au un caracter permanent, ele fiind utilizate o perioadă limitată de timp, de circa 2-6 luni, în funcție de biomaterialul din care este executată sonda.

Biomaterialele utilizate la execuția acestor sonde pot fi poliuretanul, siliconul sau biopolimerii armați cu fibre, dar caracteristicile de utilizare ale acestor sonde pot fi îmbunătățite prin acoperirea lor cu diverse straturi (de gel, de antibiotice, etc.). Ultimele cercetări în domeniu au permis însă și realizarea unor astfel de sonde din biopolimerii resorbabili sau a unor sonde cu magnet, care permit astfel extragerea mult mai ușoară a sondelor.

Montarea sondelor se realizează de obicei endoscopic, dar poate fi montată și chirurgical. Inserția endoscopică a sondei se poate face direct sau coaxial, în ambele cazuri utilizându-se un ghid metalic pentru introducerea sondei.

Principalele caracteristici ale acestei sonde sunt:

este autostatică, datorită proprietății capetelor sondei de a forma o buclă după extragerea ghidului;

este radioopacă, permițând poziționarea ei;

este bine tolerată de organism;

rezistă timp îndelungat la colmatare sau calcifiere;

se poate monta ușor, prezentând ușurință în manevrabilitate;

se poate extrage și repune endoscopic.

prezintă multiple orificii de drenaj.

Sonda realizează drenajul intern în cazul obstrucțiilor ureterale și calibrează ureterul, dar poate fi și o metodă adjuvantă după unele intervenții endoscopice sau chirurgicale deschise.

Complicațiile endoprotezării ureterale cu ajutorul sondelor sunt:

legate de implant:

migrarea, datorită caracterului elastic al buclelor sondei;

încrustarea și calcifierea, datorită atașării mucoproteinelor pe suprafața sondei;

colmatarea, datorită lumenului foarte subțire al sondei;

ruperea, datorită menținerii îndelungate;

legate de țesuturile umane:

infecția urinară;

reacții inflamatorii ureterale;

modificări hidrodinamice în tractul urinar.

Cercetările în domeniul stenturilor ureterale, devenite aproape indispensabile în urologie, reprezintă o continuă provocare pentru firmele de dispozitive medicale, în special datorită tendințelor de miniaturizare a dispozitivelor, tehnicii și aparaturii medicale utilizate.

3.4. Suturi

Aproximativ 250 de milioane de suturi sunt folosite în Statele Unite anual la o varietate de proceduri chirurgicale, ceea ce ne îndreptățește să credem că acestea reprezintă cel mai folosit “dispozitiv medical” de către chirurgii din întreaga lume.

O sutură (denumită și cusătură sau copcă) este un produs medical complicat, care trebuie să fie proiectat și produs pentru a atinge un grad de cerințe impuse din punct de vedere fizico-chimic. Funcțiile sale majore sunt de a uni și a ține țesuturile împreună, în urma separării acestora în urma unor operații sau traume.

Funcțiile și complexitatea suturilor sunt mai bine înțelese atunci când ajută la reconstrucția facială a unui pacient sau datorită consecințelor fatale ale ruperii unei cusături la un transplant de inimă.

Cusăturile sunt caracterizate astfel:

după tipul de biomaterial folosit (de origine naturală sau sintetică);

după permanența materialului (absorbabil sau neabsorbabil);

după procesul de construcție (împletite sau un singur fir).

Cele mai folosite biomateriale de origine naturală pentru cusături sunt mătasea și catgutul, obținut din intestine de animal. Este necesară multă artă și efort în ambele cazuri, pentru a reduce firul de material la produsul final.

Biomaterialele de origine sintetică sunt biomateriale polimerice, excepție făcând unele cusături din fir de oțel inoxidabil, rar utilizate.

Aproximativ jumătate din copcile de azi sunt neabsorbabile și rămân intacte în corp. Copolimerii folosiți la cusături de acest tip sunt propilena, nylonul, polietilentereftalatul (ePTFE) și polietilena.

Trebuie precizat că o sutură, chiar dacă este executată dintr-un biomaterial natural sau sintetic, absorbabil sau permanent, trebuie să îndeplinească toate condițiile pentru a închide o rană sub circumstanțe medicale. Aproape toate biomaterialele utilizate la suturi trebuie să fie potrivite pentru vindecarea rănilor. Dacă un pacient suferă de o boală sau există condiții care îngreunează vindecarea (de exemplu în cazul pacienților diabetici), se impune utilizarea unei suturi neabsorbabile sau care se degradează mai încet.

Copcile împletite sunt în general mai simple în comparație cu cele monofilament. Copcile din monofilament tind să fie mai firoase și se pot încurca cu instrumentele chirurgicale, dacă echipa de chirurgi nu lucrează cu atenție. Securitatea nodului e dată de utilizarea mai multor noduri.

Avantajul major a copcilor monofilamentoase este că sunt relativ mai ușor de trecut prin țesut în comparație cu copcile din împletitură. Această tragere ușoară sau frecare dintre țesut și cusătură îi permite chirurgului să folosească diferite tehnici la închiderea rănilor, și este mai puțin abrazivă când cusătura este trasă prin țesut. Acest aspect este important în special pentru aplicațiile în cardiologie, oftalmologie și neurologie.

3.5. Implantul cohlear

Cercetările legate de implantul cohlear datează din anii ’50. Cu toate că s-a ajuns până la realizarea unor implante cohleare bionice, trebuie menționat că nu s-a descoperit încă un implant care să poată fi utilizat de persoanele surde din naștere, deoarece creierul lor nu este antrenat pentru a răspunde la stimulii auditivi.

Implantele cohleare urmăresc suplinirea ansamblului anatomic deteriorat, bazându-se pe faptul că aproximativ o treime din cele 30000 de fibre ce stimulează nervul auditiv rămân în stare de funcționare și pot fi folosite. În figura 3.5., este prezentat un exemplu de implant cohlear. Acesta este amplasat în ureche internă. Principiul de bază al funcționării acestuia este următorul: un microfon atașat de craniu, cuplat cu un procesor de sunet, transformă semnalul sonor în impulsuri electrice; acestea sunt transmise implantului, în urechea internă, care trece de zona afectată și creează un impuls neuroelectric, propagat ulterior prin nervul auditiv până pe cortexul auditiv.

Și în acest domeniu există preocupări constante pentru îmbunătățirea soluțiilor existente, cum ar fi utilizarea impulsurilor magnetice în locul celor electrice sau realizarea unui implant cohlear complet implantabil. Unul dintre aceste sisteme este sistemul unic de recuperare auditorie Envoy, care este total implantabil, diferențiindu-se astfel de toate celelalte sisteme, care se leagă de urechea medie. Acest sistem presupune atât folosirea tehnicilor chirurgicale similare implantelor efectuate în melcul urechii sau reconstruirii urechii medii, cât și folosirea de materiale și tehnici folosite inițial și în stimulatoarele cardiace.

Conceptul care stă la baza acestui sistem presupune amplificarea sunetului în interiorul lanțului osicular, prin întreruperea lanțului osicular și plasarea unui senzor piezoelectric și a unui driver care să permită detectarea sunetului din interiorul urechii medii și stimularea melcului fără folosirea unui microfon și fără problemele de feed-back acustic care apar la aparatele convenționale de recuperare auditorie, cum mai sunt denumite implantele cohleare.

Sistemul Envoy folosește un timpan cum ar fi microfonul, folosind astfel acustica naturală a canalului auditiv fără obturarea acestuia, fără interferențe sau alte aparate externe, semnalele de input fiind identice cu cele primite de către o persoană cu auz normal. Aceste semnale mecanice, detectate de ciocan, sunt convertite în semnale electrice cu ajutorul convertizorului, apoi amplificate și filtrate, după care sunt trimise înapoi, convertite ca semnale vibratorii. Aceste semnale vibratorii, la rândul lor amplificate și filtrate, sunt trimise spre melc, care convertește mișcarea în impulsuri nervoase trimise creierului.

Sistemul total implantabil folosește baterii tip Li-I, de 0.7 Ah, utilizate în mod curent la pacemaker-ele cardiace, capabile să alimenteze aparatul în cei cinci ani de longevitate necesari, programare și telecomandă RF transcutanată. Când bateria se apropie de sfârșitul vieții, procesorul de sunete implantabil poate fi înlocuit, fără să fie necesară înlocuirea convertizoarelor implantate mai adânc. Pacientul va putea să programeze de departe sistemul implantat cu o telecomandă, să ajusteze volumul, să treacă dispozitivul în modul stand-by când doarme.

3.6. Bioelectrozi

Termenul de bioelectrod este în linii mari folosit pentru a descrie o clasă de dispozitive medicale care transmit informația în sau în afara corpului sub forma unui semnal electric. Informația din interiorul corpului către exterior este transmisă de o categorie de electrozi numiți biosenzori. Ca exemple de biosenzori, menționăm oxigenul, glucoza și ureea.

Bioelectrozii sunt aceia care transmit informația în interiorul corpului, aflându-se în dispozitive electrice de simulare. Exemple de bioelectrozi sunt: simulatori ai nervilor electrici transcitanați pentru durere și protezele neurale, simulatori ai nervului frenic pentru controlul respirației artificiale.

Dintre experimentele posibile în viitor realizate pe baza biosenzorilor menționăm: un aparat pentru control neural, care include proteze de simulare neuromusculară pentru refacerea funcției mâinii, brațului și piciorului din paralizii individuale; proteze virtuale pentru orbi; sisteme de câmpuri electrice de nivel scăzut de curent continuu pentru regenerarea nervilor. În toate aceste aparate, electrozii transmit curentul la suprafața apropiată a corpului pentru control direct sau influențe indirecte ale celulelor țintă.

Biomaterialele utilizate la execuția bioelectrozilor pot fi metale nobile sau nenobile. Metalele nobile (Pt, Ir, Rh, Au și Pd) sunt perfecte pentru simulări electrice datorită reactivității chimice mici și rezistenței mari la coroziune. Platina este folosită în multe proteze neurale și simulări cardiace precum în electrozii pentru aparate de simulare neurală pentru controlul respirației. Platina pură este un metal moale și de aceea se aliază cu iridiu și se utilizează în aplicații precum microsimularea intracorticală, care necesită electrozi de diametru mic, de ajuns de puterni ca să găurească membrana de la suprafeța creierului fără a rupe sau sparge ceva.

Iridiul este mai greu decât Pt și poate fi considerat un înlocuitor al aliajului Pt-Ir în aplicațiile care necesită rezistență mecanică mare. Avantajul său constă în abilitatea de a înmagazina încărcătura coulombiană în formă de suprafață de oxid multistratificat când este activat.

Câteva metale nenobile sunt utilizate la execuția bioelectrozilor care nu impun o rezistență mecanică mare și o rezistență la oboseală așa cum este cerută pentru bioelectrozii intramusculari. Oțelul inoxidabil 316L a fost materialul de bază utilizat la execuția acestui tip de bioelectrozi, deoarece prezintă o flexibilitate și rezistență la oboseală bună.

3.7. Catetere

Utilizarea cateterelor datează din timpul romanilor, fiind descoperite unele catetere din bronz care au fost utilizate pentru drenaj.

Deși principiul a rămas neschimbat, acum există o mare varietate de catetere, cu design propriu, realizate din diverse biomateriale.

Ele pot diferi prin lungime, secțiune, diametru sau caracteristici, acestea din urmă fiind impus de locul și funcția pentru care se utilizează cateterul.

La realizarea cateterelor se utilizează cu precădere biopolimerii sintetici.

Mai nou, Joyce-Wohrmann R. propune utilizarea unui nou biomaterial, unul compozit, obținut prin dispersarea unor particule de argint într-o matrice de poliuretan termoplastic. În urma testelor efectuate la nivel de laborator, cateterele realizate din biomaterialul compozit, deși au aceleași proprietăți mecanice cu cele realizate din poliureton, prezintă o mult mai bună compatibilitate biologică.

3.8. Implante estetice

3.8.1. Piele artificială

În fiecare an, aproximativ 12.000 de oameni mor din cauza diferitelor răni provocate de arsuri, majoritatea acestor decese având loc datorită distrugerii integrității pielii. Problema letală majoră este pierderea masivă de fluid și invazia microbilor. Deoarece keratinocitele din epidermă sunt responsabile în primul rând de aceste activități, mai mulți cercetători au încercat înlocuirea lor. Cu toate acestea, și înlocuirea stratului de dermă al pielei este egal, dacă nu mai important, decât înlocuirea stratului din exteriorul epidermei.

Căutarea unui substituent de piele potrivit a început încă din 1940, când s-au înțeles mai bine proprietățile pielei, funcția și progresul principiilor de vindecare a ranilor.

Pentru a înțelege necesitățile înlocuirii pielei pierdute, trebuie să înțelegem mai întâi mecanismul general al vindecării rănilor. Rănile din ardere rezultă în pierderea structurii pielei în grade variate. În general, arsurile sunt de diferite grade:

gradul I – pierderea stratului epidermal,

gradul II – pierderea epidermei și o parte din dermă,

gradul III – pierderea țesutului prin dermă, incluzând foliculii de păr și glandele de transpirație, și prin stratul hipodermei.

gradul IV – apar ocazional, de exemplu în cazul arsurilor electrice; apare o rană adâncă, definită de faptul că se extinde în interior prin țesuturi subcutanate, care implică tendoane, oase, mușchi și alte structuri în profunzime.

Cel mai bun acoperitor pentru rană este pielea naturală luată chiar de la individ, pentru a evita incompatibilitățile imunologice. Dacă rana de arsură este în jur de 35-50% din suprafața totală a corpului, este posibilă transplantarea unor bucăți de piele de la un pacient fără răni. Pentru arsurile care acoperă mai mult de 50% din suprafața corpului, este dificil de a obține o cantitate suficientă de piele, pentru că pacienții au o suprafață limitată disponibilă pentru partea donoare. A fost folosită și piele de origine animală, dar biocompatibilitatea sa restricționată îi interzice folosirea.

3.8.2. Alte implante estetice artificiale

Din categoria implantelor estetice mai fac parte implantele de sân și ale organelor genitale, dar și ureche, nas sau chiar limbă artificială.

Implantele de sân și ale organelor genitale sunt cele mai cunoscute și mediatizate. Ele sunt realizate din biopolimeri cum ar fi siliconul, în cazul implantelor organelor genitale fiind uneori utilizate și biomateriale metalice, acoperite cu biopolimeri siliconici.

Spre deosebire de cazul auzului sau al văzului, sunt destul de puține informații despre implantele care pot recreea simțul mirosului sau al gustului. Aceasta nu înseamnă că nu sunt reocupări în domeniu.

Există preocupări încununate de succes în domeniul realizării unei urechi artificiale, prezentată în figura 14.6., a unui nas artificial sau al implantării firelor de păr artificiale.

Oricum, se constată o evoluție destul de lentă a acestor tipuri de implante, ele fiind în stadiul experimental și încă în umbra implantelor care înlocuiesc sau ajută în refacerea unor funcții vitale ale vieții.

Cercetătorii de la Universitatea Texas, Austin, SUA, au conceput o limbă electronică din siliciu, care are atașate în diferite puncte mici mărgeluțe din polietilenglicol sau poliester pe post de senzori pentru a detecta gusturile fundamentale: dulce, acru, amar și sărat. În momentul receptării gustului respectiv, mărgeluțele se colorează într-o anumită culoare.

BIBLIOGRAFIE

Park J., Lakes R.S. – Biomaterials: An Introduction, Editura Plenum Press, ISBN 0-471-96935-4, Ney York, 1992

Joseph Bronzino – Handbook of Bioengineering, Editura CRC Press, ISBN 0-471-96935-4, Ney York, 1992

Bunea D, Nocivin A. – Materiale Biocompatibile, Editura BREN, ISBN 973-98447-2-3, București, 1998

Bunea D, Antoniac V. și colab. – Implant Materials, Editura Printech, ISBN 973-9475-85-3, București, 1999

Middleton J.C., Tipton A.J. – Synthetic Biodegradable Polymers as Medical Devices, rev. Medical Plastics and Biomaterials, march 1998

Geavlete P., Georgescu D., – Endoproteza Cook în patologia urologică, rev. Medicina modernă, vol.V, nr.11-12, p.558-561, noiembrie-decembrie 1998

Pop de Popa Ioan, – Chirurgie Cardiovasculară, Editura Fundației “România de mâine”, ISBN 973-9202-18-7, București, 1997

Popescu S., Mihu D., – Omul bionic, rev. Știință și Tehnică, nr.7-8, iulie-august 2000

Bulea Rodica – Tubajul medical, rev. Știință și Tehnică, nr.7-8, iulie-august 2000

Blanchard C.R., – Biomaterials: Body Parts of the Future, rev. Technology Today (1995), Southwest Research Institute

Roberts D., Ahmed M., – Stenting-ul arterial în tratamentul afecțiunilor coronariene, rev. medicală RomâniaUpdate, vol. II, nr.2, p80-84, februarie 1997

Williams D.F., – Biocompatibility in clinical practice, Florida, Ed. CRC Press, 1982

Gupta B.S., – Medical Textile Structures: An Overview, rev. Medical Plastic and Biomaterials, ian. 1998

Joyce-Wohrmann R., Hentschel T., Munstedt H., – Thermoplastic Silver-Filled Polyurethanes for Antimicrobial Catheters, rev. Advanced Engineering Materials, vol. 2, no. 6, p. 380-386, june 2000.