Biomateriaalit luuston korjauksessa

Mervi Puska, Allan J. Aho ja Pekka K. Vallittu KATSAUS Biomateriaalit luuston korjauksessa Ortopedisissa ja traumatologisissa toimenpiteissä sekä kallokirurgiassa käytettävien biomateriaa lien tulisi vastata hoidettavan puutosalueen anatomista muotoa ja kokoa sekä sen fysiologisia kanto-ominaisuuksia. Biomateriaalit ovat metalleja, keraameja, muoveja tai biologista alkuperää olevia materiaaleja. Suurten puutosten korjaamisessa käytetään metallisia proteeseja tai luusiirteitä ja pienten defektien hoidossa ruiskutettavia tai rakeisia keraamisia materiaaleja. Muoveja käytetään metalliproteesien keino nivelpinnoissa sekä proteesien kiinnityksessä, nikamamurtumien hoidossa ja biohajoavina kiinnittiminä. Kaikilta ominaisuuksiltaan optimaalista biomateriaalia tukikudoksen eri puutostyyppien korjaukseen ei ole vielä kaupallisesti saatavana. Tällaisen materiaalin tulisi muistuttaa biomekaanisesti, rakenteellisesti ja kemiallisesti mahdollisimman paljon korjattavaa luuta. Lisäksi sen tulisi olla riittävän huokoista ja bioaktiivista luuliitoksen lujittamiseksi. Mahdollisuus lisätä biomateriaaliin biologisesti aktiivisia aineita kasvattaa sen käyttöarvoa vaikeissa hoitotapauksissa. Luustoa korjaavan kirurgian tarve kasvaa jatkuvasti väestön ikääntymisen sekä traumojen ja liikuntaharrastusten lisääntymisen myötä. Yhdysvalloissa todetaan nykyisin yli 6,3 miljoonaa luunmurtumaa vuosittain (Stevens ym. 2007). Yleisin murtuma on rannemurtuma; niiden vuosittainen määrä Suomessa on 15 000 16 000. Luu- ja rustokudosten sairauksien ja vammojen hoito vaatii usein leikkauksia, joissa käytetään apuna pysyviä, väliaikaisia tai biohajoavia biomateriaaleja (TAULUKKO 1). Luonnosta peräisin olevat biomateriaalit saadaan ihmisen tai eläimen kudoksesta. Luukirurgisten biomateriaalien tärkeimpinä tarkoituksina on toimia rakenteellisena tukena, kudospuutteen korvaajana ja uudisluun kasvun tehostajana. Euroopan unionin direktiiveissä on esitetty vaatimukset terveydenhuollon laitteissa ja tarvikkeissa käytettäville biomateriaaleille (www.valvira.fi). Biomateriaalit voidaan ryhmittää koostumuksen, biomekaanisten ominaisuuksien, bioaktiivisuuden, huokoisuuden, biohajoavuuden ja kliinisen käyttöalueen mukaan (TAULUKOt 1 ja 2). Luukirurgiset biomateriaalit jaetaan yleensä kahteen pääryhmään: implantteihin ja luun täyteaineisiin. Biomateriaaleja on käy- Taulukko 1. Luupuutosten rekonstruktio. Puutos Sairaus tai vamma Mekaaniset lujuusvaatimukset Biomateriaali Ontelo Kasvaimet, infektiot Pienistä suuriin Muut kuin metalliset täyteaineet (partikkelit, ruiskutettavat, nopeasti työstettävät tai kovettuvat biohajoavat materiaalit) Nivelet, luun pää Artroottiset pinnat, traumat, murtumat Suuret Metalliproteesit, polymeeripohjaiset sementit, levyt ja naulat Pitkien luiden segmenttidefekti Kasvaimet, valenivelet, infektiot, murtumat Pienistä suuriin Metallit ja biohajoavat levyt ja biohajoamattomat muovikomposiitit Kraniofasiaalinen alue Kasvaimet, murtumat, infektiot Pienet Metallit, biohajoamattomat ja hajoavat implantit, levyt 489 Duodecim 2013;129:489 96

KATSAUS 490 Taulukko 2. Nykyisin saatavilla olevat kliiniseen käyttöön sopivat biomateriaaliryhmät. 1. Keraamit ja lasit (epäorgaaniset aineet) Hydroksiapatiitit (HA) Synteettiset keraamit Trikalsiumfosfaatit (TCP) Kalsiumkarbonaatti (esim. luonnon koralli) Kalsiumsulfaatti (kipsi) Bioaktiivinen lasi ja (lasi)keraamit 2. Muovit ja muovikomposiitit Polymetyylimetakrylaatti (PMMA) Bisfenoli-A-di(2-hydroksipropoksi)dimetakrylaatin polymeeri (Bis-GMA) Polylaktidit (PLA) Polyglykolidi (PGA) Polykaprolaktoni (PCL) Polypropyleenifumaraatti (PPF) Kuitulujitteiset muovit Bioaktiiviset komposiitit Kudosteknologiset kehikot (scaffold) 3. Metallit Titaaniseokset (esim. Ti6Al4V, Ti-29Nb-13Ta-4.6Zr) Kromi-kobolttiseokset Ruostumaton teräs 4. Biologista alkuperää olevat aineet Autograftit Allograftit (luupankki) Ksenograftit Demineralisoitu luumatriisi (DBM) Kollageeni Kantasolut Osteoinduktiiviset kasvutekijät (esim. BMP = luun morfogeneettinen proteiini ja TGF-b-geeniperhe) tetty Suomessakin luuonteloiden täytteenä jo 50 vuotta sitten, vaikka nimitys biomateriaalit otettiin käyttöön vasta 1970-luvulla (Hench ja Wilson 1984). Nykyään myös ortopedisten endoproteesien materiaaliteknologinen tutkimus liitetään biomateriaaleihin. Luuta korvaavilla biomateriaaleilla tarkoitetaan siis yleensä materiaaleja, joista implantit (proteesit, ruuvit, levyt yms.) ja luun täyteaineet valmistetaan. Laaja-alaiseen biomateriaalien ryhmään kuuluvien aineiden, erityisesti luun täyteaineiden, keskinäinen vertailu on vaikeaa, sillä käyttökohteen luukudos ja korjattava alue vaihtelevat kooltaan, muodoltaan, rakenteeltaan ja sijainniltaan. Eri kohteisiin valitaan kliinisesti sopivin materiaali, joka vastaa parhaiten korjattavan alueen lujuuden, kuormituksen ja sijainnin vaatimuksia (Aho ym. 2004). Rakenteellisesti putkiluussa erotetaan kortikaaliluu ja metafyysialueen hohkaluu (kuva 1), jotka poikkeavat toisistaan biomekaanisilta ominaisuuksiltaan ja paranemisajaltaan (Einhorn 1995). Myös luun sijainti vaikuttaa sen kantokykyyn, sillä elimistön eri kohdissa luukudokseen kohdistuva fysio loginen kuormitus on erilaista sekä voimakkuudeltaan että kestoltaan (staattinen ja dynaaminen kuormitus). Esimerkiksi pitkien putkiluiden kortikaaliosan puristuslujuus on 80 200 megapascalia (MPa). Hohkaluuhun ja kortikaaliluun alla olevaan luuhun ei kohdistu samanlaista rasitusta, koska luun putkimainen ja kuorikerrosrakenne jakaa kuormituksen enimmäkseen luun korteksin kannettavaksi. Hohkaluun puristuslujuus on vain 5 10 MPa, mutta se riittää, kun luun pintakerros kannattelee kuormitusta (Kokubo ym. 2003). Putkiluiden anatomiseen muotoon vaikuttavat luuston kehitys ja luun uudelleen muotoutuminen (remodelling). Luun muoto on sellainen, että se vastaa parhaiten kuormitusta, mutta samalla rakenne kuitenkin säilyy mahdollisimman kevyenä. Metallit biomateriaaleina Viime vuosikymmenten aikana tekonivelkirurgia on lisääntynyt vakavien rustokudossairauksien ja lonkkamurtumien hoidossa (Santavirta ym. 2004). Erityisesti alaraajojen ja lantion kantavan luuston korjauksessa käytetään endoproteeseja tai kookkaita allografteja eli vierassiirteitä sekä erilaisia metallisia implantteja. Ortopedisilla implanteilla tuetaan luun rakennetta tai korvataan kudospuutosta (nivelproteesit, tukilevyt, ruuvit). Yleensä ne valmistetaan metalleista, lähinnä titaaniseoksista (Ti6Al4V, Ti-29Nb-13Ta-4.6Zr), kromikobolttiseoksista (Co-Cr) tai ruostumattomasta teräksestä (Fe-Cr-Ni). Yleisesti käytetyt metalli-implantit eroavat materiaalisilta ja rakenteellisilta ominaisuuksiltaan luusta, ja ne voivat aiheuttaa hoidossa biomekaniikkaan liittyviä ongelmia. Metallista valmistetut implan tit ovat luuta jäykempiä, mikä saattaa aiheuttaa luun rasitusreaktion ja voimatasapainon häi- M. Puska ym.

Kuva 1. Kortikaali- ja hohkaluun rakenne-eroja putkiluussa. Vasemmalla on röntgenkuva (A) rotan reisiluusta, jossa on sama perusrakenne kuin ihmisen putkiluussa. Mikrotomografisessa (mikro-tt) kuvassa (B) näkyvät putkiluun osat eli kortikaaliluu (C) palkkirakenteineen ja löyhästi rakentunut huokoinen hohkaluun (D). Biomekaanisesti kortikaaliluu on vahvaa ja tiivistä. Nivelen lähellä sijaitseva huokoinen hohkaluu on joustavaa, mutta raskaampaa kuormitusta se kestää huonommin kuin luun kortikaalinen ulkokerros. (Kuva: dosentti Niko Moritz) riintymisen (esim. kuormittamattomuudesta johtuva osteoporoosi tai ns. stress shielding ilmiö). Seurauksena voi olla regeneraation hidastumista ja luun resorptiota (Santavirta ym. 1998). Stress shielding ilmiön vähentämiseksi on kehitetty pienemmän kimmokertoimen titaaniseoksia tantaalin avulla. Näiden seosten lujuus kuitenkin vähenee, kun kimmokerroin pienentyy. Väliaikaisena rakenteellisena tukena käytetyt metalli-implantit joudutaan tarvittaessa poistamaan hoidon lopussa toisella leikkauksella. Diagnostinen kuvantaminen (esim. magneetti kuvaus ja kartiokeilatietokonetomografia) voi joissain tapauksissa häiriintyä metalli-implanttien takia. Tämä hankaloittaa erityisesti kallon alueen kuvantamistutkimuksia (Suh ym. 1998). Yleensä metallit toimivat hyvin luukudoksen korjauksessa. Nykyään sementittömiä implantteja käytettäessä jopa 95 %:ssa tekonivelleikkauksista toiminnallinen lopputulos on onnistunut kymmenen vuoden seurannassa (Hallan ym. 2007). Metalli-implantit on yleensä pinnoitettu, usein esimerkiksi hydroksiapatiitilla (Søballe ym. 2003, Mäkelä 2010). Tällä aineella pinnoitetut implantit saavuttivat suuren suosion jo 1980-luvun puolivälissä. Pinnoitteiden avulla metalliproteesi kiinnittyy luuhun paremmin, minkä ansiosta kuormitusta siirtyy implantista laajemman luualueen kannettavaksi. Tämä voi osaltaan vähentää kuormittamattomuudesta johtuvaa osteoporoosia. Sementittömän metalli-implantin kiinnittyminen luuhun tapahtuu mikro- ja makromekaanisesti niin 491 Biomateriaalit luuston korjauksessa

KATSAUS 492 YDINASIAT 88Muuta kuin biologista alkuperää olevia biomateriaaleja on käytetty yleisesti 40 vuoden ajan luukudosta korjaavassa hoidossa. 88Kliiniseen käyttöön sopivien biomateriaalien tulisi olla osteokonduktiivisia, ja niiden pitäisi vastata puutosalueen lujuusominaisuuksia. 88Bioaktiivisilla ja riittävän lujilla komposiittirakenteilla saavutetaan hyvä kudosyhteensopivuus. 8 8 Kaikilta ominaisuuksiltaan optimaalista yleiskäyttöön sopivaa biomateriaalia luupuutosten hoitoon ei ole vielä kaupallisesti saatavana. sanotulla osseointegraatiolla, jolloin luu kasvaa läheiseen muttei suoraan kudosyhteyteen implantin pintaan (Albrektsson ja Albrektsson 1987). Metalliproteeseissa on kuitenkin havaittu pientä liikkumista ajan kuluessa. Mikroliikkuminen on edelleen aktiivisen tutkimuksen kohteena muun muassa aseptisten implanttien irtoamisten selvittämiseksi (Santavirta ym. 1998). Radiologinen kuvantamistekniikka (RSA, radiostereometric analysis) mahdollistaa mikroliikkeiden tarkan määrittämisen (Aro ym. 2012). Mikäli uusintaleikkaus on tarpeen, joudutaan poistettavan irronneen proteesin osien lisäksi korvaamaan myös lonkan ja reisiluun resorboitunutta luukudosta. Tällöin voidaan käyttää murskattua allograftiluuta tai synteettistä luun täyteainetta, kuten luusementtejä. Metallisia biomateriaaleja käytetään edelleen jonkin verran myös kallokirurgiassa. Tapaturmia ja neurokirurgisten toimenpiteiden jälkitiloja voidaan korjata vakiomuotoisilla ja yksilöllisesti muotoilluilla metalliverkoilla ja implanteilla. Metallina käytetään titaania ja titaaniseoksia. Metalliset implantit ja levyt sopivat lisäksi silmäkuopan pohjan ja leukaluiden rekonstruktioihin. Epäorgaaniset biomateriaalit Biomateriaaleilta vaadittavat ominaisuudet liittyvät läheisesti kuormituksenkestoon. Epäorgaaniset biomateriaalit (lähinnä keraamit ja lasikeraamit) eivät ole yhtä lujia kuin metallit, ja niiden murtositkeyskin on vähäisempi. Niitä käytetään kudospuutteiden korvaamiseen ja paranemisen tehostamiseen. Keraamit ja lasikeraamit ovat 20 viime vuoden aikana vakiinnuttaneet asemansa monissa luuston rakennekorjauksissa. Siten ne ovat vähentäneet autogeenisen luunsiirron tarvetta (Lindfors ym. 2008). Nykyään niitä on saatavana kaupallisesti useilta eri valmistajilta (Robertson ym. 2007). Aluksi biomateriaalit olivat valtaosin naudan luusta prosessoituja ksenografteja eli vieraslajisiirteitä, mutta sittemmin markkinoille on tullut synteettisiä keraameja. Kyseeseen tulevat lähinnä kalsiumfosfaattiin (CaP) perustuvat materiaalit (esim. hydroksiapatiitti, HA, Ca 10 (PO 4 ) 6 (OH) 2 ) sekä bioaktiiviset lasit (TAULUKKO 2) (Hench ja Wilson 1984, Damien ja Parsons 1991, Andersson ym. 1993, Heikkilä ym. 1993). Kalsiumfosfaattien ja hydroksiapatiittien (CaP/HA) materiaaliryhmän muodostavat luun omaa mineraalia muistuttava synteettinen hydroksiapatiitti sekä joukko samankaltaisia aineita, esimerkiksi trikalsiumfosfaatteja (Ca 3 (PO 4 ) 2, α-tcp ja β-tcp) (Gisep ym. 2006). CaP/HA-pohjaiset sementit soveltuvat parhaiten esimerkiksi hohkaluuontelon täyttämiseen. Näitä onteloita voi syntyä esimerkiksi hyvänlaatuisen luukasvaimen (mm. kystat, enkondroomat) tyhjennyksen yhteydessä. Joskus geelimäisiin CaP/HA-täyteaineisiin on lisätty myös kasvutekijäproteiineja (esim. +rhbmp) (Robertson ym. 2007). Kalsiumsulfaattien ryhmän tunnetuin yhdiste on kalsiumsulfaattihemihydraatti (CaSO 4 x ½ H 2 O) eli kipsi. Kalsiumsulfaattipohjaisia biomateriaaleja on käytetty esimerkiksi värttinäluun korjaustoimenpiteissä, ja niiden ilmoitetaan resorboituvan luussa runsaan vuoden kuluessa (Damien ja Parsons 1991). Biomekaanisilta ominaisuuksiltaan nämä sementit ovat hauraita ja murenevia (puristuslujuus 10 20 MPa), mutta lisäämällä kipsin joukkoon esimerkiksi natrium- tai kaliumfosfaattia siitä saadaan hieman vahvempaa (Nilsson ym. 2003, Woo ym. 2009). Bioaktiivinen lasi (Hench 45S5) kehitettiin 1970-luvun alussa (Hench ja Wilson 1984), M. Puska ym.

T Kuva 2. Luun korjaustoimenpiteissä luun täyteaine valitaan kudospuutoksen koon ja sijainnin perusteella ottaen huomioon luuhun kohdistuvat kuormitukset. T = tuumori ja sen koostumusta optimoitiin luun kasvun kannalta 1990-luvulla (Pajamäki ym. 1993). Nykyään bioaktiivisia laseja on testattu satamäärin ja niitä on saatavilla monissa eri koostumuksissa (Hupa ym. 2010). Bioaktiivinen lasi liukenee kudoksessa tietyllä nopeudella (yleensä hitaasti, jopa vuosia) lasin koostumuksen ja fysikaalisen muodon funktiona. Raemuotoiset bioaktiiviset lasit ovat olleet jo vuosia kliinisessä käytössä täytettäessä luuonteloita (Heikkilä ym. 1993, Suominen ym. 1996). Epäorgaaniset biomateriaalit sopivat parhaiten hohkaluun pienten luupuutosten korjaamiseen eli pienten ja kantamattomien luiden onteloiden täyttöön (kuva 2). Keraameja ja bioaktiivista lasia käytettäessä luunmuodostus tapahtuu joko osteokonduktiivisena appositionaalisena kasvuna täyttömateriaalin pintaan (ongrowth) tai myös sen sisälle (ingrowth). Luun kasvu materiaalin sisään edellyttää aina huokoisuutta (huokostiheys yli 20 tilavuusprosenttia ja huokosten läpimitta noin 100 500 μm). Kirjallisuudessa esitettyjen tutkimusraporttien mukaan uudisluun kasvu CaP/HA-sementteihin näyttäisi olevan hidasta (Kobayashi ym. 2009). Toisaalta kliinisten tutkimusten perusteella on myös havaittu, että melko suuretkin putkiluun puutokset hohkaluun alueella korjaantuvat myös ilman luusiirteitä, kun korteksi kantaa biomekaanisen kuorman. Tämän suuntaisia tutkimustuloksia on esittänyt myös suomalainen Hirn (2009) tutkimusryhmineen englantilaisen aineiston perusteella. Muovit ja muovikomposiitit Kirurgiassa käytetään sekä biohajoamattomia että biohajoavia muoveja. Biohajoamattomia kudosystävällisiä materiaaleja voidaan käyttää muovailtavana massana, implantteina tai ruiskeina, ja siten ne sopivat hyvin kantavan luun rekonstruktioihin (kuva 3). Tämä edellyttää kuitenkin materiaalilta riittäviä lujuusominaisuuksia ja bioyhteensopivuutta. Endo- G M Kuva 3. Kaavakuvassa luukasvaimen tyhjennyksen jälkeen täytettävään luuonteloon ruiskutetaan muovista (M) ja bioaktiivisen lasin granuloista (G) valmistettua massaa (Aho ym. 2004). 493 Biomateriaalit luuston korjauksessa

KATSAUS 494 proteesien kiinnitysaineena on mahdollista käyttää muovailtavaa muovia eli polymetyylimetakrylaattiin (PMMA) perustuvaa luusementtiä, joka kovettuu luun sisällä 10 15 minuutin kuluessa (Puska ym. 2003, Lewis 2009). PMMA-luusementin lonkkaproteesin kiinnitysmate riaaliksi kehitti 1950- ja 1960-lukujen taitteessa englantilainen John Charnley (1960). PMMA-pohjainen luusementti on myös yksi käytetyimmistä massamaisista biomateriaaleista. Se sopii esimerkiksi luukasvainonteloiden hoitoon ja kyfovertebroplastiassa nikamarekonstruktioon (Belkoff ym. 2000, Kivioja ym. 2008). Biologisessa ympäristössä PMMA ei ole optimaalinen biomateriaali, koska sillä ei ole luun kasvun kannalta riittävän huokoista rakennetta eikä tarvittavaa bioaktiivisuutta (Puska ym. 2003). Lisäksi ruiskutusvaiheessa PMMA:n ja metyylimetakrylaattimonomeerin (MMA) seoksesta noin 30 painoprosenttia on kovettumatonta MMA-monomeeria, joka on paikallisesti toksista ja joka nostaa kovettumisvaiheessa muovin lämpötilaa. Myös kovettumisen jälkeen PMMA-sementtiin jää noin 3 4 % jäännösmonomeeria, jota vapautuu elimistöön (Vallittu ym. 1998). MMA:n aiheuttamien riskien vuoksi PMMA-luusementin rinnalle on kehitetty runsaasti muita massamaisia tai ruiskutettavia muovin kaltaisia luun täyteaineita. Biohajoavia muoveja, kuten polyglykolidia (PGA), polylaktideja (PLA), polykaprolaktonia (PCL) ja polypropyleenifumaraattia (PPF), sekä erilaisia muovikomposiitteja on tutkittu runsaasti 20 30:n viime vuoden aikana (Middleton ja Tipton 2000). Biohajoamisaikaan vaikuttaa muovin tyyppi. PGA hajoaa nopeammin kuin PLA ja PCL. Muovien hajoamistuotteet eliminoituvat sitruunahappokierrossa, ja hajoamisen aikana esiintyy paikallista tulehdusreaktiota. Yhdistämällä muovirakenteisiin esimerkiksi keraamisia täyteaineita tai lääkeaineita pystytään muovien käsiteltävyyttä sekä biologisia ja mekaanisia ominaisuuksia muokkaamaan (Rezwan ym. 2006). Komposiittirakenteisilla biohajoavilla ruuveilla ja levyillä voidaan tukea luuta rakenteellisesti (Rokkanen ym. 2000) sekä tehostaa luun paranemista (esim. lääkeaineiden hallittu vapautuminen). Myös bioaktiivisesta lasista on kehitetty muovipohjaisia ruiskutettavia komposiitteja, joissa bioaktiiviset rakeet on seostettu hitaasti biohajoavan muovin joukkoon (kuva 3). Samankaltaisia ruiskutettavia bioaktiivisia materiaaliyhdistelmiä on tehty myös CaP/HA-sementistä, jossa keraaminen komponentti on seostettu muoviin, etyleenivinyylialkoholiin tai naudan kollageeniin. Sekä biohajoamattomia että biohajoavia muoveja voidaan lujittaa partikkelimaisilla ja kuitumaisilla täyteaineilla. Biohajoamattomia muoveja on lujitettu lasikuiduilla esimerkiksi kallokirurgisissa implanteissa (kuva 4) (Aitasalo ym. 2009, Peltola ym. 2012) ja murtumalevyissä (Han ym. 2011). Kuitulujitteisilla komposiittirakenteilla voidaan myös räätälöidä muovien mekaaninen lujuus vastaamaan paremmin kortikaaliluuta. Tällainen tekniikka tarjoaisi biomekaanisen vaihtoehdon esimerkiksi segmenttidefektien korjaamiseksi (kuva 5) (Hautamäki ym. 2008). Jotkut biohajoamattomat ja erittäin ristisilloittuvat demetakrylaattipohjaiset luusementit voivat muokkaamattomina olla luun kannalta biomekaanisesti tarpeeksi vahvoja mutteivät riittävän huokoisia. Tällaisia erittäin ristisilloittuvia ja lujia rakenteita käytetään muun muassa nikaman rekonstruktioissa, joissa nopea jähmettymis- ja kovettumisaika (noin 4 8 min) on eduksi (Boyd ym. 2008). Ristisilloittuvat muovimaiset luusementit, kuten PMMAluusementtikin, kovettuvat vasta kudoskontaktissa, jolloin elimistö alistuu sementin kovettumattomille monomeerikomponenteille. Kudoksen ulkopuolella valmistetut implantit voidaan kovettaa hyvin bioyhteensopiviksi, jolloin monomeerijäämät ovat hyvin vähäisiä. Yhdistämällä biohajoamattomia lujitteita ja bioaktiivisia komponentteja voidaan implanteista tehdä riittävän lujia ja luun kasvua edistäviä niin sanottuja yhdistelmäkomposiitteja. Tulevaisuuden näkymiä Ihanteellista yleiskäyttöistä biomateriaalia tukikudoksen eri defektityyppien korjaukseen ei vieläkään ole kaupallisesti saatavana, ja siksi biomateriaalit ovat edelleen hyvin ajankohtai- M. Puska ym.

FRC laminate FRC scaffolid rakenne. Materiaaliin tulee voida lisätä muita yhdisteitä, ja matriiseja on pystyttävä muotoilemaan. Jos luun täyteaine on biohajoavaa, tulee uudisluun muodostumisen ja kypsymisen tapahtua lisäksi oikeassa suhteessa materiaalin heikkenemiseen nähden ilman liian voimakasta tulehdusreaktiota (Aho ym. 2004). Lopuksi Kuva 4. Kaavakuvassa kallokirurginen implantti on valmistettu biohajoamattomasta muovikomposiitista, jossa rakenne on lujitettu lasikuiduilla ja johon on liitetty bioaktiivista lasia (ns. yhdistelmäkomposiitti). On pyrittävä edelleen kehittämään sellaisia biomateriaaleja, jotka kudospuutoksen paikalle asetettuna ovat lähes välittömästi sekä toiminnallisesti yhteensopivia että biomekaanisesti luuta vastaavia. Tällöin esimerkiksi raaja saadaan korjattua ja sen toimintakyky palautettua välittömästi tai 2 3 kuukaudessa. Yksi paljon kiinnostusta herättänyt biomate riaaleihin liittyvä tutkimusaihe on elävien solujen yhdistäminen kudosteknologisiin metallisiin ja muovimaisiin biohajoaviin kehikkoihin (scaffold) (Mesimäki ym. 2009). Nykyisin käytössä olevat kudosteknologiset menetelmät eivät kuitenkaan vielä sovellu väestötason hoitoihin. * * * Tämä artikkeli kuuluu Suomen Akatemian rahoittamaan tutkimukseen komposiittimateriaalien kehittämiseksi kliinisiin ortopedisiin sovelluksiin ja BioCity Turun Biomateriaalitutkimusohjelman (www.biomaterials.utu.fi) tutkimushankkeisiin. Kuva 5. Lasikuitulujitteisten biohajoamattomien muovikomposiittien käyttö tarjoaisi vaihtoehdon pitkien luiden segmenttidefektien korjaamiseksi. nen tutkimusaihe. Ihanteellisella kortikaaliluuta korvaavalla biomateriaalilla tulee olla tiettyjä ominaisuuksia. Ensinnäkin se muistuttaa biomekaanisesti kortikaaliluuta (vähäinen elastisuus sekä suuri kuormituksenkesto ja taivutus- ja kompressiolujuus). Lisäksi se on riittävän kudosyhteensopivaa (esimerkiksi myrkyttömyys) ja bioaktiivista (osteokonduktiivisuus ja osteoinduktiivisuus eli biologinen sitoutuminen luuhun ja uuden luun kasvattamiskyky). Ihanteellisella materiaalilla on myös uudisluun sisäänkasvun salliva huokoinen MERVI PUSKA, FT, dosentti Turun yliopisto ja Turun kliininen biomateriaalikeskus, TCBC Vieraileva tutkija Nordic Institute of Dental Materials (NIOM), PO Box 3874, Ullevål stadion, NO-0805 OSLO, Norja ALLAN J. AHO, emeritusprofessori, kirurgian sekä ortopedian ja traumatologian erikoislääkäri Turun yliopisto ja Turun kliininen biomateriaalikeskus, TCBC PEKKA K. VALLITTU, biomateriaaliopin professori, erikoishammaslääkäri Turun yliopisto ja Turun kliininen biomateriaalikeskus, TCBC Sidonnaisuudet Mervi Puska: Apuraha (Suomen Hammaslääkäriseura Apollonia ry, Turun Yliopistosäätiö, Turun yliopisto, Emil ja Blida Maunulan säätiö) Allan Aho: Asiantuntijapalkkio (Suomen Akatemia, Turun yliopiston hammaslääketieteen laitos) Pekka Vallittu: Asiantuntijapalkkio (Skulle Implants Corporation), osakeomistus (Skulle Implants Corporation) 495 Biomateriaalit luuston korjauksessa

KATSAUS KIRJALLISUUTTA Aho AJ, Tirri T, Kukkonen J, ym. Injectable bioactive glass/biodegradable polymer composite for bone and cartilage reconstruction: concept and experimental outcome with thermoplastic composites of poly(epsilon-caprolactone-co-d, L-lactide) and bioactive glass S53P4. J Mater Sci Mater Med 2004;15:1165 73. Aitasalo K, Peltola M, Vuorinen V, Vallittu P. Novel composite implants in craniofacial reconstruction. Skull Base 2009;19:A034, DOI: 10.1055/ s-2009-1222149. Albrektsson T, Albrektsson B. Osseointegration of bone implants: A review of an alternative mode of fixation. Acta Orthop Scand 1987;58: 567 77. Andersson OH, Rosenqvist J, Karlsson KH. Dissolution, leaching, and Al2O3 enrichment at the surface of bioactive glasses studied by solution analysis. J Biomed Mater Res 1993;27:941 8. Aro HT, Alm JJ, Moritz N, Mäkinen TJ, Lankinen P. Low BMD affects initial stability and delays stem osseointegration in cementless total hip arthroplasty in women: a 2-year RSA study of 39 patients. Acta Orthop 2012;83:107 14. Belkoff SM, Mathis JM, Erbe EM, Fenton DC. Biomechanical evaluation of a new bone cement for use in vertebroplasty. Spine 2000;25:1061 4. Boyd D, Towler MR, Wren A, Clarkin OM. Comparison of an experimental bone cement with surgical Simplex P, Spineplex and Cortoss. J Mater Sci Mater Med 2008;19:1745 52. Charnley J. Anchorage of the femoral head prosthesis to the shaft of the femur. J Bone Joint Surg Br 1960;42B:28 30. Damien CJ, Parsons JR. Bone graft and bone graft substitutes: a review of current technology and applications. J Appl Biomater 1991;2:187 208. Einhorn TA. Enhancement of fracture-healing. J Bone Joint Surg Am 1995;77:940 56. Gisep A, Curtis R, Hanni M, Suhm N. Augmentation of implant purchase with bone cements: an in vitro study of injectability and dough distribution. J Biomed Mater Res Part B Appl Biomater 2006;77B:114 9. Hallan G, Lie SA, Furnes O, Engesaeter LB, Vollset SE, Havelin LI. Medium- and long-term performance of 11,516 uncemented primary femoral stems from the Norwegian arthroplasty register. J Bone Joint Surg Br 2007;89:1574 80. Han N, Ahmed I, Parsons AJ, ym. Influence of screw holes and gamma sterilization on properties of phosphate glass fiber-reinforced composite bone plates. J Biomater Appl, julkaistu verkossa 29.12.2011. Hautamäki M, Aho A, Alander P, ym. Repair of bone segment defects with surface porous fiberreinforced polymethyl methacrylate (PMMA) composite prosthesis: Histomorphometric incorporation model and characterization by SEM. Acta Orthop 2008;79:555 64. Heikkilä JT, Aho AJ, Yli-Urpo A, Andersson OH, Aho HJ, Happonen RP. Bioactive glass versus hydroxylapatite in reconstruction of osteochondral defects in the rabbit. Acta Orthop Scand 1993;64:678 82. Hench LL, Wilson J. Surface-active biomaterials. Science 1984;226:630 6. Hirn M, de Silva U, Sidharthan S, ym. Bone defects following curettage do not necessarily need augmentation: A retrospective study of 146 patients. Acta Orthop 2009;80:4 8. Hupa L, Karlsson KH, Hupa M, Aro HT. Comparison of bioactive glasses in vitro and in vivo. Glass Technol-Part A 2010;51:89 92. Kivioja AH, Blomqvist C, Hietaniemi K, ym. Cement is recommended in intralesional surgery of giant cell tumors: a Scandinavian Sarcoma Group study of 294 patients followed for a median time of 5 years. Acta Orthop 2008;79:86 93. Kobayashi N, Ong K, Villarraga M, ym. Histological and mechanical evaluation of self-setting calcium phosphate cements in a sheep vertebral bone void model. J Biomed Mater Res Part A 2007;81A:838 46. Kokubo T, Kim H-M, Kawashita M. Novel bioactive materials with different mechanical properties. Biomaterials 2003;24:2161 75. Lewis G. Properties of antibiotic-loaded acrylic bone cements for use in cemented arthroplasties: a state-of-the-art review. J Biomed Mater Res B Appl Biomater 2009;89:558 74. Lindfors N, Heikkilä J, Koski I, Mattila K, Aho AJ. Bioactive glass and autogenous bone as bone graft substitutes in benign bone tumors. J Biomed Mater Res B Appl Biomater 2008;90B: 131 6. Mesimäki K, Lindroos B, Törnwall J, ym. Novel maxillary reconstruction with ectopic bone formation by GMP adipose stem cells. Int J Oral Maxillofac Surg 2009;38:201 9. Middleton JC, Tipton AJ. Synthetic biodegradable polymers as orthopedic devices. Biomaterials 2000;21:2335 46. Mäkelä K. Primary total hip arthroplasty for primary osteoarthritis in Finland: A national register based analysis. Väitöskirja. Helsingin yliopisto 2010. Nilsson M, Wielanek L, Wang JS, Tanner KE, Lidgren L. Factors influencing the compressive strength of an injectable calcium sulfatehydroxyapatite cement. J Mater Sci Mater Med 2003;14:399 404. Pajamäki KJ, Andersson OH, Lindholm TS, Karlsson KH, Yli-Urpo A. Induction of new bone by allogeneic demineralized bone matrix combined to bioactive glass composite in the rat. Ann Chir Gynaecol Suppl 1993;207:137 43. Peltola M, Vallittu PK, Vuorinen V, Aho A, Puntala A, Aitasalo K. Novel composite implant in craniofacial bone reconstruction. Eur Arch Otorinolryngol 2012;269:623 8. Puska M, Kokkari A, Närhi T, Vallittu P. Mechanical properties of oligomer-modified acrylic bone cement. Biomaterials 2003;24:417 25. Rezwan K, Chen QZ, Blaker JJ, Boccaccini AR. Biodegradable and bioactive porous polymer/ inorganic composite scaffolds for bone tissue engineering. Biomaterials 2006;27:3413 31. Robertson WJ, Hatch JD, Rodeo SA. Evaluation of tendon graft fixation using alpha-bsm calcium phosphate cement. Arthroscopy 2007;23:1087 92. Rokkanen PU, Böstman O, Hirvensalo E, ym. Bioabsorbable fixation in orthopedic surgery and traumatology. Biomaterials 2000;21:2607 13. Santavirta S, Xu JW, Hietanen J, ym. Activation of periprosthetic connective tissue in aseptic loosening of total hip replacements. Clin Orthop 1998;352:16 24. Santavirta S, Lappalainen R, Konttinen YT. Tekonivelmateriaalit. Duodecim 2004;120:2020 6. Suh JS, Jeong EK, Shin KH, ym. Minimizing artifacts caused by metallic implants at MR imaging: experimental and clinical studies. Am J Roentgenol 1998;171:1207 13. Stevens B, Yang Y, Mohandas A, Stucker B, Nguyen KT. A review of materials, fabrication methods, and strategies used to enhance bone regeneration in engineered bone tissues. J Biomed Mater Res Part B Appl Biomater 2008; 85B:573 82. Suominen E, Aho AJ, Vedel E, Kangasniemi I, Uusipaikka E, Yli-Urpo A. Subchondral bone and cartilage repair with bioactive glasses, hydroxyapatite, and hydroxyapatite-glass composite. J Biomed Mater Res Part A 1996;32:543 51. Søballe K, Mouzin OR, Kidder LA, Overgaard S, Bechtold JE. The effects of hydroxyapatite coating and bone allograft on fixation of loaded experimental primary and revision implants. Acta Orthop Scand 2003;74:239 47. Vallittu PK, Ruyter IE, Buykuilmaz S. Polymerization time and temperature affects the residual monomer content of denture base polymers. Eur J Oral Sci 1998;106:588 93. Woo KM, Yu B, Jung H-M, Lee Y-K. Comparative evaluation of different crystal-structured calcium sulfates as bone-filling materials. J Biomed Mater Res Part B Appl Biomater 2009;91B:545 54. Summary Biomaterials in bone repair In orthopedics, traumatology, and craniofacial surgery, biomaterials should meet the clinical demands of bone that include shape, size and anatomical location of the defect, as well as the physiological load-bearing stresses. Biomaterials are metals, ceramics, plastics or materials of biological origin. In the treatment of large defects, metallic endoprostheses or bone grafts are employed, whereas ceramics in the case of small defects. Plastics are employed on the artificial joint surfaces, in the treatment of vertebral compression fractures, and as biodegradable screws and plates. Porosity, bioactivity, and identical biomechanics to bone are fundamental for achieving a durable, well-bonded, interface between biomaterial and bone. In the case of severe bone treatments, biomaterials should also imply an option to add biologically active substances. M. Puska ym.