Biomateriaalit SEPPO SANTAVIRTA, REIJO LAPPALAINEN JA YRJÖ T. KONTTINEN Tekonivelmateriaalit Tekonivelen varsiosat ovat yleensä metallia, joka on kestävää ja lujaa, ja kuppiosat polyeteeniä, jolla on pieni kitkakerroin metalli-muoviliukuparissa ja joka toimii hyvänä iskunvaimentimena iskukuormituksessa. Yleensä tekonivelet kiinnitetään luuhun käyttäen luusementtiä, joka sallii aikaisen varauksen leikkauksen jälkeen. Alumiini- tai zirkoniumoksidista valmistettujen keraamimetalli- tai keraami-keraamiliukuparien kulumiskestävyys on erittäin hyvä. Kulumajäämien vähentyneen muodostumisen toivotaan pidentävän implanttien elinkaarta. Tekonivelten kiinnittämiseksi luuhun ilman sementtiä on kehitetty erilaisia pintakäsittelyjä. Karhennetun ja huokoisen pinnan katsotaan parantavan mikromekaanista kiinnittymistä ja edistävän luun kasvua implantin pintaan ja hydroksiapatiitin taas jouduttavan ja lujittavan kiinnittymistä ympäröivään luuhun. Tällä tavalla luuta säästyy ja mahdollisesti ajan myötä tarpeelliseksi tulevalle uusintaleikkaukselle on olemassa paremmat rakenteelliset edellytykset. Yleensä lonkan tekonivel koostuu metallisesta varsiosasta, joka niveltyy polyeteenikuppiin (ultra-high molecular weight polyethylene, UHMWPE). Kuvassa 1 on esitetty kaavio tekolonkasta ja kuvassa 2 erilaisia lonkan tekonivelissä käytettäviä materiaaliyhdistelmiä. Ne kiinnitetään luuhun polymetyylimetakrylaattisementillä (luusementti) (Konttinen ja Santavirta 2003, Konttinen ym. 2004a ja b). Liuku parin voivat muodostaa esimerkiksi metalli ja polyeteeni, metalli ja metalli tai keraami ja keraami. Tekonivelen valinta ja kiinnitysmenetelmä riippuvat luun laadusta, potilaan odotuksista ja iästä, erilaisten implanttien ja tekniikoiden saatavuudesta ja ominaisuuksista rekisteritietojen ja kliinisten tutkimusten valossa, kirurgin henkilökohtaisista kokemuksista, paikallisista suosituksista ja markkinoinnista. Tekonivelen valinta voisi olla tieteellisesti vankemmallakin pohjalla (Seitsalo ja Paavolainen 1999). Suomessa on mahdollista seurata implanttien käyttöaikaa implanttirekisteristä (Puolakka ym. 2001). Rekisteriin kerättäviä tietoja olisi hyvä vielä täydentää poistettujen implanttien vaurioanalyysillä (Keränen ym. 1998) KUVA 1. Kaavio lonkan tekonivelestä (www.nam.fi/uploads/laitevalvonta/biomateriaalit/biomateriaaliselvitykset/4ortopedia. pdf (02.02.2004). Duodecim 2004;120:2020 6 S. Santavirta ym.
Metallit A C KUVA 2. Erilaisia lonkantekonivelissä käytettäviä materiaaliyhdistelmiä. A-, B- ja C-kuvassa lonkkamaljakuppi on valmistettu polyeteenimuovista (UHMWPE) ja D-kuvassa kuppi on alumiinioksidikeraaminen. A-kuvassa kuppi niveltyy reisiluuhun kiinnitettävään modulaariseen metalliseen varsiosaan, jonka nuppi (tai pallo) ja varsi ovat molemmat haponkestävää terästä (sementillinen proteesimalli). B-kuvassa kuppiin niveltyy modulaarinen varsi, jonka nuppi on koboltti-kromiseosta ja karhennettu varsi titaaniseosta (sementittä kiinnitettävä proteesi). Kuvassa C modulaarisen varsiosan nuppi on alumiinioksidikeraamia ja varsi koboltti-kromi-molybdeeniseosta (sementillinen proteesi). Ilman sementtiä luuhun kiinnitettävän kupin sovite eli kuori on poistettu kuvasta. Kuvassa D kuppi on hydroksiapatiittipinnoitteisessa titaanisovitteessa. Tämä niveltyy modulaarisen varren kanssa, jonka nuppi on alumiinioksidia ja varsi osin hydroksiapatiitilla pinnoitettua titaania (sementittä kiinnitettävä). ja isännän vasteiden tutkimisella (Moilanen ym. 1997). Erilaisten markkinoille tulevien tai tutkimuksen kohteena olevien tekolonkkien arviointia varten on Suomeenkin saatu hyvin validoituja lonkkasimulaattoreita (Saikko ym. 1993, Lappalainen ym. 2003). Äskettäin on myös testattu lonkkasimulaattorilla (kuva 3) viisi yleisintä Suomessa käytettävää lonkan tekoniveltä (Selenius ja Lappalainen 2003, Selenius ym. 2004). Lisää tutkimusta tarvitaan implantti materiaalien biosopeutuvuuden eli biokompatibiliteetin ja toimivuuden parantamiseksi. Biomateriaalin pitää olla mahdollisimman hyvin käyttötarkoitukseensa soveltuvaa; esimerkiksi luuhun kiinnittyviksi tarkoitetut implantit saisivat suosia osteoblastien kasvua. Implantti ei saisi olla altis verikylvön kautta leviäville mikrobeille ja vierasesineinfektioille, koska ne eivät yleensä parane pelkällä antibiootilla vaan vaativat parantuakseen implantin poiston (Antti-Poika ym. 1990). Tekonivelmateriaalit B D Nykyisin tekonivelkirurgiassa käytettävät metallit kestävät kuormitusta ja niillä on hyvä taivutus-, kierto- ja väsymislujuus (Santavirta ym. 1999, Santavirta 2003). Perusominaisuuksiensa ansiosta metallit ovat taottavia ja muovattavia. Niitä voidaan kiillottaa ja ne muodostavat polyeteenin kanssa matalakitkaisen liukuparin. Metallit ovat kohtalaisen painavia, jäykkiä ja alttiita sähkökemialliselle syöpymiselle varsinkin kehon elektrolyyttejä sisältävissä nesteissä (Paavolainen 1992). Syöpymistä esiintyy mm. yleis-, rako-, kuoppa-, raeraja-, suodattumis-, jännitys- ja galvaanisena korroosiona. Korroosion seurauksena voi syntyä pieniä hapteeneja, jotka kykenevät kantajavalkuaiseen sitoutuneena aiheuttamaan immuunivasteen. T-lymfosyyttien reseptorit tunnistavat hapteenin muuntaman kantajavalkuaisen vieraaksi, vaikka pelkät hapteenit ilman kantajaa eivät kykene aiheuttamaan immuunivastetta. Kobolttipohjaiset metalliseokset. Tekonivelissä käytettävä metalli on yleensä koboltti- tai titaanipohjainen (TiAl 6 V 4 ) seos. Kobolttipohjaiset materiaalit ovat lujia ja korroosionkestäviä eivätkä ole magneettisia. Niiden mekaaniset ominaisuudet riippuvat kiderakenteesta, kromin ja molybdeenin pitoisuuksista, karbidien määrästä ja jakaumasta sekä kromilisään liittyvästä korroosionkestävyyden paranemisesta. Kromi muodostaa karbideja (M 7 C 3 ja M 23 C 6, joissa M = Co, Cr tai Mo), jotka lisäävät kobolttiseosten kovuutta (Santavirta ym. 1998). Nykyisin käytetyimmät kobolttiseokset ovat valettuja tai taottuja ja täyttävät standardien ISO 5832-4 ja -12 vaatimukset. Valu johtaa melko suureen raekokoon ja epähomogeenisuuksiin, jotka huonontavat implantin mekaanisia ominaisuuksia. Toiseksi yleisin tekonivelessä käytettävä kobolttiseos on CoCrMo, jota on mekaanisesti vahvistettu kuumataonnalla valamisen jälkeen. Titaanin biosopeutuvuus, hyvä kor roo sionkestävyys ja mekaaniset ominaisuudet ovat johtaneet tämän metallin ja sen seosten laajaan käyttöön kirurgiassa. Titaani on kohtalaisen kevyttä (4,51 kg/l), mistä on etua erityisesti vanhemmille 2021
potilaille, joille on asennettu useita proteeseja. Titaani ei magnetisoidu, minkä vuoksi se ai heuttaa magneettikuvissa suhteellisen vähän kuvan vääristymistä. Se on korroosionkestävyydeltään kirurgista haponkestävää terästä ja kobolttipohjaisia materiaaleja parempi. Titaani-implanttien pintaan syntyy suojaava oksidikerros (TiO 2 ). Jos kuluminen vaurioittaa TiO 2 -kerrosta, tämä muodostuu nopeasti uudelleen eli pinta repassivoituu. Näin muodostuu kulumistuotteina niin runsaasti oksideja, että peri-implanttikudokset muuttuvat mustiksi (metalloosi). Värin muutoksesta huolimatta tällainen metalloosi on vaaraton. Hyvän korroosionkestävyytensä vuoksi titaania voidaan käyttää huokoisissa implanteissa, joskin titaanin pehmeys saattaa johtaa kulumistuotteiden muodostumiseen. Titaani on elastisilta ominaisuuksiltaan lähempänä luuta kuin ruostumaton teräs ja kobolttiseokset. Se soveltuukin hyvin käytettäväksi sementittömissä tekonivelissä. Sementoiduissa tekonivelissä sementtivaippa vähentää elastisuuseroista johtuvia jännityksiä implantin ja elimistön rajapinnalla. Titaanin pinnan karheutta voidaan muunnella mikromekaanisen luuhun kiinnittymisen parantamiseksi hiekkapuhalluksella, etsaamalla, plasmaruiskutuksella, titaanihelmillä, lankaverkoilla tai muuten teksturoimalla. Titaani ei ole sytotoksista eikä se yleensä aiheuta yliherkkyysreaktioita. Kromi on toksista ja koboltti hyvinkin toksista. Tämän seikan käytännön merkitys on kuitenkin epäselvä. Koboltti-kromipohjaisten lonkkien tekonivelten ei ole havaittu aiheuttavan syöpäriskin merkittävää lisääntymistä (Visuri ja Koskenvuo 1991). Titaani ohjaa luun paranemiskasvua kobolttipohjaisia seoksia paremmin. Titaanin käyttö hammasimplanteissa johti käsitteen osseo integraatio syntyyn. Käsite viittaa implantin suoraan luukontaktiin ilman pehmeää välikudosta. Osseointegraation ansiosta kuorma siirtyy luuhun lähes fysiologiseen tapaan. Polymeerit KUVA 3. Kuusikanavainen tekonivelsimulaattori ja lähikuva testattavasta timantti-timanttitekonivelparista. Suomen Akatemian tutkimusryhmän simulaattori on toiminnassa Kuopion yliopiston BioMater-keskuksessa. Polymeereissä molekyylien välinen sidos on kovalenttinen. Polymeerit ovat muokattavia, ja niistä voidaan valmistaa edulliseen tuotantohintaan hyvin erimuotoisia implantteja. Polymeerejä on saatavilla hyvin laaja kirjo, niin että käyttötarkoituksen mukaan voidaan valita fysikaalisilta ja mekaanisilta ominaisuuksiltaan paras mahdollinen ratkaisu. Riittävä lujuus, biosopeutuvuus, hydrolyysin hallinta ja pitkäikäisyys ovat tärkeitä polymeerien ominaisuuksia rekonstruktiivisessa kirurgiassa. Eniten haittaa on yleensä virumisesta, kuormituksen aiheuttamasta myötäämisestä ja heikosta kulutuskestävyydestä. Polymetyylimetakrylaattia (PMMA, kuva 4) käytetään luusementtinä. Luusementti on polymerisoituvaa metyylimetakrylaattia, joka valmistetaan sekoittamalla PMMA-jauhoa ja nestemäistä monomeerista metyylimetakrylaattia (MMA) katalyytin läsnäollessa. Luusementti sisältää myös väriainetta, kuten lehtivihreää, jotta kirurgin olisi helpompi erottaa se luusta revisioleikkauksen yhteydessä. Siinä on pieniä CH 3 [CH 2 C ] n C = O O CH 3 (PMMA) KUVA 4. Polymetyylimetakrylaatin (PMMA) kaava. 2022 S. Santavirta ym.
Tekonivelmateriaalit määriä hydrokinonia vapaiden radikaalien eliminoi miseksi ja stabilisaattorina, usein myös antibioottia ja röntgenvarjoaineita kuten zirkoniumoksidia tai bariumsulfaattia. Bariumsulfaatin on väitetty lisäävän osteoklastien muodostusta ja periproteettisen luun resorptiota, mutta myös zirkoniumoksidi näyttäisi aiheuttavan vastaavia ongelmia (Sabokbar ym. 1997). Gentamysiiniä on lisätty sementtiin niin pienin pitoisuuksin, ettei se aiheuta toksisia vaikutuksia, mutta sen on pelätty aiheuttavan yliherkkyysreaktioita ja bakteeriresistenssin kehittymistä ja huonontavan periproteettisen luun muodostumista (Isefuku ym. 2003). Tulevaisuudessa luusementtiin ja implantteihin liitetään tarvittaessa varmasti myös biologisesti aktiivisia, esimerkiksi osteo blastien erilaistumiseen vaikuttavia molekyylejä, kuten suomalaiset alan pioneerit ovat esittäneet (Lindholm ym. 1992). Luusementti kestää hyvin puristusta, mutta sen veto- ja leikkauslujuus on huono. Sementistä irtoavat PMMA-partikkelit ovat melko suurikokoisia, läpimitaltaan 80 100 µm ja siksi usein jättisolujen ympäröimiä. Tekonivelen irtoamisen arveltiinkin aikoinaan johtuvan näiden sementtikappaleiden aiheuttamasta vierasesinereaktiosta puhuttiin»sementtitaudista» ja markkinoitiin sementittömiä tekoniveliä. Niitä on pyritty asentamaan varsinkin nuorille potilaille, jotta mahdollinen revisioleikkaus onnistuisi paremmin (Lybäck ym. 2000). Sittemmin on todettu, että vierasesineiden kemiallisella luonteella ei juuri ole isännän vasteen kannalta merkitystä, joten»partikkelitauti» on parempi nimitys. PMMA liukenee näyteprosessoinnin yhteydessä käytettäviin orgaanisiin liuotteisiin, jolloin valomikroskooppisiin leikkeisiin syntyy kudospuutosalueita. Rapautuva luusementti jouduttaa polyeteenin kulumista joutuessaan nivelen ja sen metallisen nupin muodostamien liukupintojen väliin. Luusementti tunkeutuu luupalkkien väliin, jolloin syntyy sormimaisesti toisiinsa lomittuvien pintojen mikromekaaninen kiinnitys. Polymerisaatio on lämpöä vapauttava reaktio, jonka yhteydessä lämpötila saattaa nousta jopa 80 o C:een. Siitä huolimatta monomeerinen MMA ei täysin polymerisoidu. Lämpö ja toksiset monomeerit vahingoittavat luuta. Kolme viikkoa leikkauksen jälkeen sementin ympärille on kuvattu syntyneen jopa 3 mm paksu nekroottinen luuvaippa. Tähän implanttipetiin kasvaa sidekudosta ja hiussuonia, jotka vähitellen korvaavat kuolioon menneen luun. Tämän vuoksi on syntynyt ajatus, että sementittä luuhun kiinnittyvät implantit olisivat sementillisiä parempia. Luun kasvu huokoisen sementittömän implantin pintaan on kuitenkin ilmeisesti melko vähäistä, mikä puolustaisi sementin käyttöä. Euroopassa sementoituja tekoniveliä käytetään enemmän kuin Yhdysvalloissa. UHMWPE. Tekonivelkirurgiassa käytettävä UHMWPE hylkii vettä, sen liukukitka metallin kanssa on pieni, ja se tasaa iskukuormia paremmin kuin metallit ja keraamit. Polyeteeni kuitenkin kuluu, ja sitä sisältävät tekonivelet kestävät harvoin 25:tä vuotta pitempään, mikä on ongelma lähinnä nuorilla potilailla (Lehti mäki ym. 1997). Myös polyeteenin ikääntyminen (hapettuminen), viruminen, murtuminen ja hankautuminen aiheuttavat ongelmia. Tavanomaiseen UHMWPE:hen saattaa valmistusprosessin jäljiltä jäädä fuusiopuutosalueita, joiden vuoksi syntyy helposti pintanaarmuja ja hilseilyä. Suurin polyeteenin käyttöön liittyvä ongelma on leikkaus- ja hankausvoimien aiheuttama kuluminen. Tavanomainen polyeteeni kuluu lonkassa noin 120 µm:n vuosivauhtia (vaihteluväli 90 300 µm). Kävelyyn liittyvän syklisen kuormituksen vaikutuksesta joka askeleella muodostuu yli 100 000 partikkelia, mikä tekee nivel kupin polyeteenistä määrällisesti ja myös nivelen varsiosan irtoamisen kannalta merkittävimmän aineen. Polyeteenipartikkelit ovat pienikokoisia (yleensä 0,2 0,8 µm). Niitä kulkeutuu valenivelnesteen mukana nivelontelosta implantin ja elimistön rajapinnalle, jossa ne ärsyttävät paikallisia syöjäsoluja isännän kannalta haitallisiin reaktioihin. Polyeteenipartikkelien on arveltu olevan tekonivelen irtoamisen kannalta tärkeämpiä kuin PMMA- ja metallipartikkelien. Ongelman ratkaisemiseksi on kehitelty metalli-metalli- ja keraami-keraamiproteeseja. Myös hiilikuituvahvisteista polyeteeniä on kokeiltu, mutta se osoittautui kehnoksi, koska väsymismurtumat kehittyivät ja etenivät siinä nopeasti. UHMWPE:n ominaisuuksia on pyritty paran- 2023
tamaan kemiallisella prosessoinnilla, varsinkin käyttämällä vapaita radikaaleja, jotka muodostavat polymeeriketjujen välille ristisiltoja. Hyvin ristisilloitetun polyeteenin käyttö on vähentänyt kulumistuotteiden muodostusta in vitro simulaatiokokeissa 80 90 %. Parhailla ristisilloitetuilla polyeteenimateriaaleilla saadut kliiniset tulokset ovat olleet rohkaisevia (Santavirta ym. 2003). Keraamit Keraamit ovat kiinteitä metallien ja epämetallien, etenkin hapen, yhdisteitä. Keraamissa molekyylit sitoutuvat toisiinsa yleensä kovalenttisin sidoksin mutta myös ionisidoksin. Tämän vuoksi keraamit kestävät hyvin kemiallista ja mekaanista kuormaa ja ovat kovia ja vahvoja, mutta toisaalta hauraita. Niiden pinta kostuu hyvin. Keraameilla on pieni kitkakerroin, eivätkä ne hapetu. Joillakin keraameilla on osteofiilisia ominaisuuksia, joten osteoblastit kasvavat hyvin niiden pinnalla. Hydroksiapatiitti (Ca 10 (PO ) OH 4 6 ) sopii implanttien pinnoitteeksi. Se on kalsiumfosfaatti- 2 keraami ja muistuttaa kemialliselta koostumukseltaan luun mineraalia ja on hyvin biosopeutuvaa. Se muodostaa suoria kemiallisia sidoksia luuhun. Myös bioaktiivinen lasi tarttuu hyvin luuhun. Sen kehitystyö on Suomessa hyvin vi reää (Itälä ym. 2003). Hydroksiapatiittipinnoite valmistetaan usein plasmaruiskutusmenetelmällä. Proteesiin kiinnittymistä voidaan parantaa metallipinnan karhennuksella ja huokoistuksella. Jos hydroksiapatiittikerros on paksumpi kuin 80 µm, se on usein hauras ja muodostaa hydroksiapatiittihiutaleita, jotka aiheuttavat vierasesinereaktiota. Toisaalta liian ohut pinnoite hajoaa liian nopeasti eikä sen avulla saada aikaan riittävän kestävää suoraa kemiallista sitoutumista luuhun. Käytettäessä huokoisia metallipintoja 50 100 µm:n paksuinen pinnoite jättää yleensä huokoset vielä auki sallien luun kasvun implantin sisään. Hydroksiapatiitti stimuloi luun kasvua jopa osteoporoottisessa mikroliikkeelle altistetussa luussa. Implantoinnin jälkeen implantin ja luun väliin jää helposti rako. Hydroksiapatiitilla pinnoitettuja implantteja käytettäessä jopa 2 mm:n raot kasvavat umpeen; pinnoittamattomissa metalliproteeseissa enintään 0,3 mm:n raot umpeutuvat. Raot johtavat pehmeän sidekudoskapselin muodostumiseen, kun ne täyttyvät arpikudoksella. Luun tiheysmittaukset ja röntgenstereografiset mittaukset osoittavat, että hydroksiapatiittipinnoite parantaa lonkan tekonivelen varsiosan kiinnittymistä, kun taas kuppiosan kiinnittymisen osalta tulokset ovat vaihdelleet. Jotkin hydroksiapatiittipinnoitetut»press fit» -tyyppiset lonkkamaljat ovat aiheuttaneet ongelmia. Timanttipinnoite. Hiili voidaan luokitella ominaisuuksiensa puolesta keraamiksi, vaikka kyseessä ei ole metallin ja jonkun muun alkuaineen (yleensä happi, typpi tai hiili) muodostama epäorgaaninen oksidi, nitriitti tai karbidi. Lonkkaimplantti kestää yleensä paikoillaan toimintakykyisenä 5 25 vuotta. Käyttöiän pidentämiseksi on pyritty kehittämään kulumista kestäviä ja biosopeutuvia implantteja. Timanttipinnoitteella näkyy päästävän näihin päämää- Y D I N A S I A T Metallit kestävät hyvin kuormistusta ja niillä on hyvä taivutus-, kierto- ja väsymislujuus. Polyeteenin liukukitka metallin kanssa on pieni ja se tasaa iskukuormia, mutta siitä muodostuu kulumajäämää. Polymetyylimetakrylaattiluusementtiin voidaan lisätä esimerkiksi röntgenvarjoainetta ja antibioottia. Pinnoitteilla voidaan paikallisesti muunnella implantin ominaisuuksia, esimerkiksi parantaa hydroksiapatiitilla sen runko-osan kiinnittymistä luuhun tai vähentää timantti pinnoitteella sen liukupinnoilta muodostumaa kulumajäämää. Keraamien käytöllä voidaan vähentää kulumajäämän muodostumista liukupinnoilta. 2024 S. Santavirta ym.
riin. Timantilla on pieni kitkakerroin ja hyvä kulumis- ja korroosiokestävyys, ja se sitoutuu hyvin luuhun. Timantti on hiiliyhdiste eikä aiheuta kudosärsytystä tai yliherkkyyttä. Metallitai keraami-implantit voidaan päällystää ohuella timanttipinnoitteella. Fysikaalisessa kaasupinnoittamisessa käytetään hiili-ioni- tai plasmasuihkua. Menetelmällä voidaan valmistaa sileitä ja laadukkaita timanttipinnoitteita matalissa lämpötiloissa. Edes kovat hiertävät»third boby» -partikkelit eivät aiheuta riittävän paksun timanttipinnan naarmuuntumista. Timanttipinta pysyy myös puhtaana kemiallisen passiivisuutensa ansiosta. Vaativissa lonkkasimulaattorikokeissa (vastaavat noin 15 vuoden käyttöä) timantti-timanttiparin kuluminen ja korroosio olivat jopa miljoona kertaa pienempiä kuin tavanomaisilla lonkan tekonivelillä (Lappalainen ym. 2003). Metallioksidit. Lonkan teko nivel kirurgiassa käytetään yleisesti alumiinioksidia (Al 2 O 3 ) ja zirkoniumoksidia (ZrO 2 ). Alumiinioksidi on hyvä proteesivarren nuppiosan materiaalina ja myös lonkkamaljan kuppina. Zirkoniumoksidia on käytetty lähinnä reisiluun varsiosan nuppiin. Lonkan tekonivelissä voidaan yhdistellä kovaa ja pehmeää materiaalia (metalli-polyeteeni, keraami-polyeteeni). Kova-kovaliukuparit, kuten metalli-metalli ja keraami-keraami, vähentävät kulumisen mikrometreihin vuodessa. Keraamit ovat metalleja kovempia ja saattavat hiertää metallia aiheuttaen metalloosia. Yhdistelmämateriaalit eli komposiitit Yhdistelmämateriaalit koostuvat kahdesta tai useammasta materiaalista tai faasista, usein perusmatriisiin pedatuista jäykistä kuiduista tai partikkeleista. Niitä käyttäen voidaan saavuttaa paremmat biomekaaniset tai biologiset ominaisuudet. Yhdistelmämateriaalin ominaisuudet riippuvat käytetyistä biomateriaalikomponenteista, niiden jakautumisesta implantissa ja keskinäisistä vuorovaikutuksista. Metallia ja keraamia voidaan vahvistaa keraamilla, ja polymeereissä tähän voidaan käyttää kaikkia materiaalityyppejä. Lääketieteessä käytettyjä yhdistelmämateriaaleja Tekonivelmateriaalit on valmistettu mm. termoplastisesta polymeerimatriisista ja hiilikuiduista. Säikeiden muotoa, pituutta ja jakautumista säätelemällä voidaan vaikuttaa komposiitin lujuuteen, jäykkyyteen, sitkeyteen, väsymislujuuteen ja ominaispainoon. Polymeeriin voidaan yhdistää keraamia tai metallia ja aikaansaada biohajoavia, osittain biohajoavia tai hajoamattomia implantteja. Vaikka yhdistelmämateriaaleilla on periaatteessa hyvinkin monipuolisia ja edullisia ominaisuuksia, niiden tuotanto saattaa vaatia monimutkaista tuotantoteknologiaa. Erityisesti matriisin ja säikeiden kiinnittyminen toisiinsa on usein ongelmallista, mikä heijastuu materiaalien kliiniseen käyttökelpoisuuteen. Huono kiinnittyminen saattaa johtaa esimerkiksi rajapinnan jännityksiin ja rakenteen osittaiseen murtumiseen käytettäessä hiilikuiduilla vahvistettua suuren molekyylipainon polyeteeniä. Tekonivelmateriaalien ongelmat Tekonivelien metalliset osat ovat alttiina sähkökemialliselle syöpymiselle. Implantista vapautuneet metalliatomit voivat toimia hapteeneina muunnellen kehon omia valkuaisia niin, että ne muuttuvat»vieraiksi» ja aiheuttavat immunoaktivaation. Soluvälitteinen immuunireaktio ja makrofagien aktivaatio jouduttavat luun periproteettista resorptiota. Luusta, polymetyylimetakrylaattiluusementistä ja huokoisista implanttipinnoista irtoaa partikkeleita, jotka saattavat valenivelnesteen kuljettamina joutua implantin metallisen tai keraamisen osan ja polyeteenistä valmistetun vastinkappaleen väliin, jolloin syntyy nopeasti kulumistuotteita ja ehkä vierasesinereaktio. Jäykkä, luun kanssa elastisesti yhteensopimaton implantti taas kantaa liikaa kuormaa ja aiheuttaa ympäröivään luuhun ns. kuormituskatoa. Kirurginen vaurio ja mikro liike johtavat sidekudoskapselin muodostumiseen implantin ja luukudoksen väliin (Goldring ym. 1983). Sidekudossolun kaltaiset B-tyypin vuoraavat solut tuottavat lubrisiinia ja pinta-aktiivisia fosfolipidejä, jotka saavat aikaan liukupintojen rajapintavoitelun, mutta voivat samalla myötävaikuttaa implantin irtoamiseen,»voidella» sen irti. Nivelen syklinen kuormittuminen 2025
johtaa valenivelnesteen välityksellä paineaaltojen muodostumiseen, mikä dissektoi implantin ja elimistön rajapintaa. Nämä paineaallot kuljettavat polyeteenin tai luusementin kulumistuotteita ja tulehduksen välittäjäaineita rajapintaan. Välikudoksen pintaan syntyy nivelkalvon kaltainen vuoraava solukerros, ilmeisesti nivelnesteen sisältämän hyaluronaanin vaikutuksesta. Vierasesinereaktio välikudoksessa tapahtuu aivan luun läheisyydessä, ja sen tuloksena syntyy osteoklastien erilaistumistekijää (receptor activator of nuclear factor kappa B ligand, RANKL), ja luunsyöjäsolujen muodostuminen kiihtyy, jolloin implantin ympärillä tapahtuu luun resorptiota. Lopuksi Metalli-metalli- ja keraami-keraamikulumaparien käyttö vähentää kulumista, mutta joustamattomina nämä parit lisäävät luun iskukuormitusta. Timanttipinnoitteinen metalli polyeteenin parina voisi olla ratkaisu näihin ongelmiin. Toisaalta liukupinnoilla timantti-timanttipari on käytännössä kulumaton. Materiaalipintojen tarkoituksenmukainen räätälöinti, esimerkiksi pinnan huokoistaminen, hydroksiapatiitti- tai timanttipinnoite taikka biolasi parantanevat tulevaisuudessa edelleen tekonivelten ennustetta. Kirjallisuutta Antti-Poika I, Josefsson G, Konttinen YT, Lidgren L, Santavirta S, Sanzen L. Hip arthroplasty infection. Current concepts. Acta Orthop Scand 1990;61:163 9. Goldring SR, Schiller AL, Roelke M, Rourke CM, O Neil DA, Harris WH. The synovial-like membrane at the bone-cement interface in loose total hip replacements and its proposed role in bone lysis. J Bone Joint Surg Am 1983;65:575 84. Isefuku S, Joyner CJ, Simpson AH. Gentamicin may have an adverse effect on osteogenesis. J Orthop Trauma 2003;17:212 6. Itälä A, Koort J, Ylänen HO, Hupa M, Aro HT. Biologic significance of surface microroughing in bone incorporation of porous bioactive glass implants. J Biomed Mater Res 2003;67A:496 503. Keränen J, Tarvainen T, Puolakka T, Pajamäki J, Nevalainen J. Ortopedisten tekonivelten retrieval-analyysi. SOT 1998;21:288 92. Konttinen YT, Beklen A, Ma G. The microenvironment around totally replaced hip. Clin Orthop Rel Res 2004(a) (painossa). Konttinen YT, Santavirta S. Ortopediassa ja traumatologiassa käytetyt biomateriaalit. Publications of the National Agency of Medicine 2003;6:1 163. Konttinen YT, Sillat T, Saat R, Ma G, Zhao D, Beklen A. Biomaterials in implants and tissue engineered constructs. Kirjassa: Ashammakhi N, Ferretti P, toim. Topics in Tissue Engineering. 2004(b) (painossa). (www.tissue-engineering-oc.com/ebook_topics_in_t_e/cover. html) Lappalainen R, Selenius M, Anttila A, Konttinen YT, Santavirta S. Reduction of wear in total hip replacement prostheses by amorphous diamond coating. J Biomed Mater Res 2003;66B:410 3. Lehtimäki MY, Lehto MUK, Kautiainen H, Savolainen HA, Hämäläinen MMJ. Survivorship of the Charnley total hip arthroplasty in juvenile chronic arthritis. A follow-up of 186 cases for 22 years. J Bone Joint Surg 1997;79B:792 5. Lindholm TS, Marttinen A, Mattila M, Ala-Mononen P. Biological activity of BMP bound to type I and IV collagen: a preliminary report. Kirjassa: New trends in bone grafting. Tampere: Tampereen yliopisto, 1992, s. 45 50. Lybäck CO, Belt EA, Hämäläinen MM, Kauppi MJ, Savolainen HA, Lehto MU. Survivorship of AGC knee replacement in juvenile chronic arthritis: 13-year follow-up of 77 knees. J Arthroplasty 2000;15:166 70. Moilanen E, Moilanen T, Knowles R, ym. Nitric oxide synthase is expressed in human macrophages during foreign body inflammation. Am J Pathol 1997;150:881 7. Paavolainen P. Raiskaako ruoste endoproteesia? Duodecim 1992;108: 1017 20. Puolakka TJ, Pajamäki KJ, Halonen PJ, Pulkkinen PO, Paavolainen P, Nevalainen JK. The Finnish Arthroplasty Register: report of the hip register. Acta Orthop Scand 2001;72:433 41. Puolakka TJ, Keränen JT, Juhola KA, ym. Increased volumetric wear of polyethylene liners with more than 3 years of shelf-life time. Int Orthop 2003;27:153 9. Sabokbar A, Fujikawa Y, Murray DW, Athanasou NA. Radio-opaque agents in bone cement increase bone resorption. J Bone Joint Surg Br 1997;79:129 34. Saikko VO, Paavolainen P, Slätis P. Wear of the polyethylene acetabular cup. Metallic and ceramic heads compared in a hip simulator. Acta Orthop Scand 1993;64:391 402. Santavirta S, Konttinen YT, Lappalainen R, ym. Materials in total joint replacement. Curr Orthop 1998;12:51 7. Santavirta S, Lappalainen R, Pekko P, Anttila A, Konttinen YT. The counterface, surface smoothness, and coatings in total joint prostheses. Clin Orthop 1999;369:92 102. Santavirta S. Compatibility of the totally replaced hip. Reduction of wear by amorphous diamond coating. Acta Orthop Scand 2003;74 (Suppl 310):1 19. Santavirta S, Böhler M, Harris WH, ym. Alternative materials to improve total hip replacement tribology. Acta Orthop Scand 2003;74:380 8. Seitsalo S, Paavolainen P. Mitä lonkkaproteesia tulisi käyttää ja mitä ei? Systemoituun kirjallisuuskatsaukseen perustuva selvitys. Suom Lääkäril 1999;54:3852 3. Selenius M, Lappalainen R. Lonkan tekonivelten kulutustestaus. Loppuraportti lääkelaitokselle, 2003. Selenius M, Santavirta S, Lappalainen R. Simulation studies of the five most commonly used THR implants in Finland, 7 th World Biomaterials Congress, Sydney 2004. Visuri T, Koskenvuo M: Cancer risk after McKee total hip replacement. Orthopedics 1991;14:137 42. SEPPO SANTAVIRTA, professori, ylilääkäri seppo.santavirta@hus.fi Töölön sairaala PL 266, 00029 HUS REIJO LAPPALAINEN, professori Kuopion yliopisto, BioMater-keskus PL 1627, 70211 Kuopio YRJÖ T. KONTTINEN, professori, ylilääkäri, tutkimuspäällikkö Meilahden sairaala PL 700, 00029 HUS Invalidisäätiön ortopedinen sairaala Tenholantie 10 00280 Helsinki Tekonivelsairaala COXA PL 652, 33101 Tampere 2026