Vật liệu thay khớp gối khớp háng

1. GIỚI THIỆU

Lịch sử

Thuật ngữ “vật liệu sinh học” xuất hiện từ giữa năm 1970, nguồn gốc từ chỉnh hình hơn 4.000 năm trước. Nó được sử dụng đầu tiên trong các phẫu thuật vô trùng, lúc đó việc đặt vật liệu sinh học cơ xương khớp vào cơ thể thường có thể gây tử vong với tỉ lệ gần 50%.

Cùng với sự tiến bộ của vật liệu sinh học và ứng dụng vật liệu sinh học trong chỉnh hình, sự phát triển của kỹ thuật vô trùng của Lister (những năm 1860); các báo cáo ban đầu về vật liệu sinh học chỉnh hình bao gồm việc Hansman sử dụng thép mạ niken để cố định xương gãy (1886), Gluck sử dụng một chỏm bằng ngà để thay thế chỏm xương đùi (1891), Lane sử dụng nẹp vít thép để cố định xương gãy (1893). Tuy nhiên, sự phát triển của kim loại chống ăn mòn (đầu những năm 1900) đã giúp đặt một vật liệu vào cơ thể một cách hiệu quả, đóng vết thương xung quanh vật liệu và để nó trong thời gian dài. Các kim loại chống ăn mòn đầu tiên là thép không gỉ, tiếp theo là các hợp kim coban.

Gần 100 năm sau, Charnley lần đầu tiên sử dụng thép không gỉ và polytetrafluoro- ethylen (PTFE) để thay khớp ít ma sát. Do tốc độ mài mòn cao và phản ứng bất lợi của mô mềm với các mảnh vụn, thiết kế của Charnley nhanh chóng phát triển để tích hợp ổ cối chịu lực bằng polyethylen trọng lượng phân tử siêu cao (UHMWPE) vào đầu những năm 1960 và chuôi xương đùi bằng hợp kim coban-chrome-molypden (CoCrMo) dùng trong công nghiệp vũ trụ. Do đó, các vật liệu của chỉnh hình khớp hiện đại đã được phát triển và sử dụng cho đến khi vật liệu sinh học ra đời ở Hoa Kỳ và trải qua sự phát triển kể từ đó.

Vật liệu và thiết kế

Hệ thống khớp nhân tạo phải được thiết kế để phù hợp:

Tải trọng cao truyền qua các khu vực nhỏ: khi đi bộ, một người trưởng thành trung bình có thể chuyển hai đến ba lần trọng lượng cơ thể của họ qua các khớp ở chi dưới. Các hoạt động ít thường xuyên hơn như chạy, nhảy, xuống cầu thang hoặc vượt chướng ngại vật có thể tạo ra lực gần gấp 10 lần trọng lượng cơ thể. Do đó. vật liệu cấy ghép phải được lựa chọn để tính đến độ dẻo dai khi chúng bị đứt gãy.

• Môi trường ăn mòn: nồng độ natri clorua 0,9% trong máu có thể có tác dụng điện hóa mạnh mẽ đối với các thiết bị cấy ghép, đặc biệt là do ion clorua trong dung dịch. Ngoài ra còn có các loại phản ứng khác, bao gồm peroxit và lipid bị oxy hóa. Mặc dù sự ăn mòn có thể tác động trực tiếp đến các đặc tính cơ học của vật liệu, các sản phẩm phụ của sự ăn mòn cũng có nguy cơ gây hại cho vật chủ. Vật liệu cấy ghép phải tương đối trơ
• Môi trường vận động cao: các khớp chi dưới đảm nhận hơn một triệu bước mỗi năm; một số người đi hơn 3,2 triệu bước mỗi năm. Do đó, các bộ phận giả phải đặc biệt chống mài mòn. Nhiều yếu tố khác phải được xem xét, bao gồm chi phí, mật độ, khả năng gia công và dễ khử trùng.

Các loại vật liệu khớp (mô tả rõ hơn ở các phần sau theo từng loại khớp):

• Vật liệu trùng hợp:

+ PTFE

+ UHMWPE

+ PEEK.

• Kim loại:

+ Thép không gỉ

+ Titan

+ Hợp kim cobalt-chromium-molybdenum (CoCrMo) + Các kim loại khác.

• Ceramic:

+ Alumina

+ Zirconia

+ Alumina cường lực zirconia.

• Xi măng xương:

Xi măng xương là polymethylmethacrylate (PMMA), được phát minh vào đầu những năm 1900 và sau đó được biết đến nhiều hơn với tên gọi Plexiglas. PMMA được tạo ra từ metyl metacrylat (MMA) được bắt đầu được trùng hợp bằng cách sử dụng benzoyl peroxit. Xi măng xương được phân phối gồm hai phần: bao bột và chất lỏng. Bột gồm PMMA, MMA và benzoyl peroxit. Lý do có một số MMA đã được trùng hợp là để hạn chế sự co rút xảy ra khi trùng hợp các monomer cũng như giảm bớt năng lượng tỏa nhiệt do quá trình này giải phóng. Chất lỏng là MMA. Khi phản ứng trùng hợp được bắt đầu, MMA nở ra khi chúng chuyển thành PMMA, độ nhớt của PMMA cũng tăng lên và sẽ cứng lại khi kết thúc phản ứng. Chất lượng của xi măng xương phụ thuộc nhiều vào độ đồng nhất đạt được khi trộn bột và chất lỏng. Để đạt được sự đồng nhất, điều quan trọng là phải có một hệ thống trộn nhanh để trộn bột và chất lỏng một cách nhanh chóng và đồng đều. Trộn các thành phần trong môi trường chân không giúp loại bỏ không khí bị mắc kẹt trong xi măng. Bọt khí làm tăng độ xốp và làm giảm đặc tính độ bền cơ học của vật liệu.

Chức năng của xi măng là cố định các bộ phận giả và truyền tải trọng từ bộ phận giả sang xương vì nó đóng vai trò là cầu nối giữa hai mô-đun này. Mặt phân cách giữa PMMA và bộ phận giả kim loại đã được thảo luận nhiều. Khi bộ phận giả được đặt vào, một liên kết cơ học phát sinh giữa kim loại và PMMA. Tuy nhiên, mối liên kết này cuối cùng sẽ chấm dứt và do đó tất cả các chuôi nhân tạo đặt vào sẽ biểu hiện sự di trú. Hiệu quả của mặt phân cách của PMMA với chuôi phụ thuộc nhiều vào thiết kế của chuôi và ảnh hưởng của nó khi di trú. Charnley đạt kết quả tốt hơn với chuôi được làm bóng láng so với chuôi phun cát.

Mặt phân cách tốt giữa xương và xi măng phụ thuộc phần lớn vào sự tái tuần hoàn của xương. Việc trộn xi măng bằng áp suất và chân không cho phép tỉ lệ co rút lớn hơn, trái ngược với xi măng trộn bằng tay. Sự co rút cho phép tái tuần hoàn diễn ra nhanh hơn và ngăn ngừa hoại tử xương.

2. KHỚP HÁNG

2.1 Đặc điểm các loại vật liệu

Vật liệu trùng hợp: vật liệu polyme là sự lựa chọn hàng đầu để thay khớp háng với độ ma sát thấp, như Charnely đã chứng minh. Các hệ thống polyme cao phân tử có độ ổn định cao như polytetrafluoroethylen (PTFE), ultra-high molecular weight polyethylen (UHMWPE) hoặc polyetheretherketon (PEEK) đã được nghiên cứu do các đặc tính cơ học tuyệt vời và khả năng chống mài mòn cao của chúng. Tuy nhiên, khi được cấy ghép, ổ cối bằng polyethylen tạo ra các mảnh vụn bị hệ thống miễn dịch của cơ thể tấn công. Điều này dẫn đến mất xương, còn được gọi là tiêu xương. Hơn nữa, các mảnh vụn tích tụ ở khu vực gần với khớp nhân tạo, tiêu xương dẫn đến lỏng chuôi, khi đó phải phẫu thuật thay lại khớp. Việc thay lại khớp do lỏng lẻo cao hơn bốn lần so với lý do hàng đầu tiếp theo (trật khớp ở mức 13,6%) và nghiêm trọng hơn ở các bệnh nhân trẻ tuổi.

• PTFE: có độ ổn định nhiệt cao; kỵ nước, ổn định trong hầu hết các loại môi trường hóa học, được coi là trơ trong cơ thể. Nó đã được Charnley sử dụng trong lần thay khớp háng đầu tiên của mình, nhưng có hai nhược điểm chính, được tìm thấy sau khi thay khớp háng cho 300 bệnh nhân. Vật liệu này có tốc độ mài mòn rất cao, tương đương 0,5 mm mỗi tháng. PTFE tạo ra khối lượng lớn vật liệu vô định hình do có rất nhiều tế bào khổng lồ của dị vật, hơn nữa, mảnh vỡ này gây ra một phản ứng dị vật dữ dội mà Charnley đã xác minh bằng cách tiêm hai mẫu PTFE đã được chia nhỏ vào đùi của chính mình.

Charnley đã cố gắng sử dụng vật liệu tổng hợp dựa trên PTFE được gia cố bằng sợi thủy tinh (được gọi là Fluorosint), có đặc tính kém trong cơ thể sống, mặc dù nó hoạt động tốt trong ống nghiệm. Vật liệu tổng hợp sau một năm đặt vào, phát triển bề mặt nhão và có thể dễ bị mòn. Thêm vào đó, chất nhão tác động mài mòn và mài vào kim loại ở mặt đối diện. Hơn nữa, vật liệu này cho thấy tỉ lệ nhiễm trùng (20%) và lỏng lẻo (57%) cao hơn so với các vật liệu khác được sử dụng.

• UHMWPE: Charnley giới thiệu UHMWPE vào năm 1962, được thúc đẩy bởi sự thất bại của PTFE như một vật liệu chịu lực và được duy trì bởi trạng thái đầy hứa hẹn trong các thử nghiệm trong phòng thí nghiệm. Polyme được đặc trưng bởi khả năng chống mài mòn cao, độ ma sát thấp và độ bền va đập cao. Nó được tạo ra bằng cách trùng hợp ethylen và nó là một trong những loại polyme đơn giản nhất. Công thức hóa học của nó là (–C2H4–)n, trong đó n là mức độ trùng hợp, là số đơn vị lặp lại dọc theo chuỗi. Mức độ trung bình của n tối thiểu là 36.000, có trọng lượng phân tử ít nhất là 1 triệu g/mol theo định nghĩa tiêu chuẩn.

Trong những năm 1980 và đầu những năm 1990, lỏng vô trùng và tiêu xương nổi lên như những vấn đề lớn trong lĩnh vực chỉnh hình và những vấn đề này được coi là hạn chế tuổi thọ của thay khớp. Để hạn chế nồng độ hạt mài mòn và cải thiện các đặc tính cơ học tổng thể, người ta đã nỗ lực cải thiện các đặc tính chung của UHMWPE cho khớp háng nhân tạo. Trong những năm 90, các nhà khoa học đã có thể tương quan những thay đổi trong các đặc tính vật lý của UHMWPE với sự suy thoái in vivo của các chuyển vận cơ học. UHMWPE thường được khử trùng bằng cách chiếu tia gamma, với liều lượng trung bình từ 25 đến 40 kGy. Quá trình này dẫn đến sự hình thành các gốc tự do, là tiền chất của quá trình oxy hóa gây ra tắc mạch. Chỉ trong thập kỷ qua, liên kết chéo bức xạ mới đạt được sự khuếch tán chung. Quá trình liên kết chéo này kết hợp với xử lý nhiệt đã nổi lên để tăng khả năng chống mài mòn và oxy hóa của polyme và một số lượng lớn các nghiên cứu trong phòng thí nghiệm và lâm sàng đã chỉ ra kết quả tích cực. Polyethylen liên kết chéo thường được viết tắt là PEX hoặc XLPE. Hiện nay, có các phương pháp xử lý khác nhau, bao gồm chiếu xạ và nung chảy, chiếu xạ và tôi luyện, chiếu xạ tuần tự với luyện, chiếu xạ theo sau là tạo hình cơ học, chiếu xạ và ổn định với vitamin E. Liên kết chéo cũng ảnh hưởng đến các đặc tính cơ học của UHMWPE, thường tương ứng với sự giảm độ dẻo dai, các đặc tính cơ học cuối cùng, độ cứng và độ chắc của polyme. Những yếu tố này có thể ảnh hưởng tiêu cực đến hiệu suất của bộ phận giả in vivo. Các gốc tự do có thể hình thành trong quá trình sản xuất, cho phép thay đổi quá trình oxy hóa trong XLPE. Kết quả là, khả năng chống mài mòn của polyme sẽ giảm xuống, chuyển vận ngược tạo thành một loại nghịch lý. Muratoglu và cộng sự đã nghiên cứu tập tính mài mòn của UHMWPE, tìm thấy những thay đổi lớn là kết quả của liên kết chéo; các tác giả này phát hiện ra rằng quá trình này làm giảm khả năng định hướng và định hướng lại của các phân tử, ức chế cơ chế gây mòn này. Cũng có vẻ như mức độ liên kết chéo, đã lấn át ảnh hưởng của việc giảm các đặc tính vật lý và cơ học trong việc kiểm soát tập tính mài mòn của UHMWPE. Để có kết quả tốt nhất, XLPE nên được liên kết chéo ở mức bức xạ chính xác và sau đó được nấu chảy lại để loại bỏ các gốc tự do. Các gốc tự do dư thừa không phản ứng để tạo liên kết chéo thông qua chiếu xạ phải được loại bỏ để ngăn chặn sự hình thành các dạng oxy hóa và sự tái tổ hợp của chúng. Việc loại bỏ có thể được thực hiện thông qua hai phương pháp khác nhau: tôi luyện hoặc nấu lại; polyethylene liên kết ngang cao (HXLPE) đã chứng minh khả năng chống mài mòn vượt trội so với vật liệu khử trùng bằng tia gamma. Bằng cách tôi luyện dưới nhiệt độ nóng chảy cao nhất của polyme, một số vùng tinh thể bị nóng chảy và nồng độ gốc tự do bị giảm xuống, nhưng nó vẫn có thể đo được. Mặt khác, thông qua quá trình nấu chảy lại sau chiếu xạ, các gốc tự do còn sót lại được giảm xuống mức không thể phát hiện được, được đo bằng thiết bị cộng hưởng xoay điện tử hiện đại. Bằng quá trình này, độ kết tinh bị giảm sau bước nóng chảy do bị cản trở bởi các liên kết chéo mới, do đó, độ bền cơ học và độ bền mỏi của polyme giảm. Một số nghiên cứu lâm sàng đã được thực hiện trên quá trình oxy hóa in vivo của XLPE được nấu lại hoặc tôi luyện.

Muratoglu và cộng sự đã phân tích các lớp lót ổ cối XLPE được thu hồi, tìm thấy quá trình oxy hóa tối thiểu, nhưng họ phát hiện ra rằng quá trình oxy hóa tăng lên trong quá trình bảo quản chúng trên kệ trong không khí, gây ra hư hỏng nghiêm trọng. Họ giả định rằng hai cơ chế có thể làm thay đổi tính ổn định oxy hóa của UHMWPE, tải theo chu kỳ in vivo và hấp thụ lipid. Lipid có thể phản ứng với oxy và do đó, tách các nguyên tử hydro từ chuỗi polyethylen, kích thích sự hình thành các gốc tự do.

Rinitz và cộng sự đã nghiên cứu các khớp thu hồi ngắn hạn và trung hạn được làm bằng HXLPE được nấu lại và tôi luyện để xác định xem liệu quá trình oxy hóa có thể dẫn đến thay đổi tính chất cơ học thông qua quá trình cắt đứt chuỗi oxy hóa hay không. Các nghiên cứu của họ đã chứng minh mật độ liên kết ngang giảm, tương ứng với quá trình oxy hóa tăng cường đối với một số vật liệu có liên kết ngang, ổn định nhiệt cao. Các nghiên cứu lâm sàng khác đã nhấn mạnh tốc độ oxy hóa in vivo nhanh của các khớp thu hồi được xử lý nhiệt sau chiếu xạ.

Kết quả thành công đạt được nhờ các miếng lót HXLPE kết hợp với chỏm xương đùi bằng sứ delta, như trong nghiên cứu bởi Kim và cộng sự, tìm thấy tỉ lệ lún hàng năm của chỏm xương đùi vào khoảng 0,022 mm/năm. Hamai và cộng sự so sánh tỉ lệ hao mòn lâm sàng của lớp lót HXLPE được tôi luyện và nấu lại bằng phương pháp chụp X-quang trên 36 cặp mẫu phù hợp của khớp háng lấy ra. Họ nhận thấy độ nhão lớn hơn đáng kể ở phần nấu chảy lại so với phần tôi luyện, nhưng không có sự khác biệt đáng kể giữa tốc độ mài mòn ở trạng thái ổn định. Nghiên cứu hồi cứu của Takada và cộng sự đã so sánh trạng thái mài mòn giữa HXLPE thế hệ thứ hai được tôi luyện và thế hệ thứ nhất. Liên quan đến 123 khớp háng thay lần đầu, nghiên cứu của họ đã xác nhận khả năng chống mài mòn cao của cả hai loại HXLPE, nhưng phát hiện ra rằng HXLPE được tôi luyện thế hệ thứ hai có khả năng chống mài mòn tốt hơn HXLPE thế hệ thứ nhất trong một thời gian ngắn theo dõi. Ngoài ra, D’antonio và cộng sự báo cáo tỉ lệ hao mòn của HXLPE được tôi luyện thế hệ thứ hai, so với polyethylen thông thường, giảm 72 – 86% (tùy thuộc vào kết quả nghiên cứu khác). Họ tiếp tục tìm thấy mức giảm 58%, khi so sánh độ mòn tuyến tính của HXLPE tôi luyện thế hệ thứ hai và thứ nhất.

Độ kết tinh của polyme là một hàm của liều chiếu xạ và xử lý nhiệt. Sự chiếu xạ dẫn đến các chuỗi nhỏ hơn với tính linh động tăng lên, trong khi sự thay đổi độ kết tinh sau quy trình nhiệt phụ thuộc vào nhiệt độ đạt được. Nếu xử lý được thực hiện dưới điểm nóng chảy 137°C, độ linh động của chuỗi tăng lên, mang lại độ kết tinh cao hơn. Nếu quy trình được thực hiện ở nhiệt độ cao hơn, sự kết tinh của polyme, trong quá trình hạ nhiệt độ xuống nhiệt độ môi trường xung quanh, xảy ra với sự hiện diện của liên kết chéo, làm giảm độ kết tinh của polyme và cải thiện khả năng chống mài mòn với những thay đổi nhỏ về độ dẻo dai.

Về cơ bản, các cơ chế mà UHMWPE cải thiện chuỗi của nó xảy ra thông qua sự biến dạng đàn hồi của polyme, với sự liên kết phân tử theo hướng chuyển động dẫn đến sự hình thành các sợi mảnh, kéo ra có hướng song song với nhau. Kết quả của sự sắp xếp này, bề mặt chịu tải của UHMWPE có thể tăng cường dọc theo hướng trượt, trong khi nó yếu đi theo hướng ngang. Do đó, có một nhận định để nhận thấy các polyme được gia cố với độ bền cao như UHMWPE tự gia cố. Hỗn hợp này về cơ bản là một ma trận không định hướng của UHMWPE, nơi các hạt gia cố của cùng một vật liệu đã được phân tán, tạo ra một polyme có khả năng tương thích sinh học cao, tăng tính chất cơ học và cơ hội được khử trùng và liên kết chéo như UHMWPE truyền thống.

Trong những năm gần đây, một hướng khác đã được phát triển để ổn định polyethylen. Trộn vitamin E với polyme trước hết có ý nghĩa như một chất ổn định an toàn đúng vệ sinh, các hợp chất tocopherol được đề xuất làm chất ổn định cho polyolefin vào những năm 1980. Năm 1994, Brach del Prever và cộng sự đã giới thiệu UHMWPE pha trộn với vitamin E để làm khớp nhân tạo. Năm 2007, khớp háng nhân tạo UHMWPE được chiếu xạ, khuếch tán vitamin E đầu tiên đã được giới thiệu lâm sàng tại Hoa Kỳ (Biomet Inc., Warsaw, IN, USA). Sự pha trộn dẫn đến sự gián đoạn của chu trình oxy hóa bằng cách giảm khả năng phản ứng của các gốc, tạo khởi nguyên cho thế hệ thứ ba của polyethylen. Nếu vitamin E được ổn định, UHMWPE được chiếu xạ trải qua quá trình già hóa nhanh ở nhiệt độ cao và/hoặc trong sự có mặt của oxy tinh khiết, nó sẽ bền về mặt oxy hóa hơn so với UHMWPE được khử trùng bằng gamma hoặc được chiếu xạ liều cao. Các nghiên cứu trong ống nghiệm đã ủng hộ giả thuyết rằng sự pha trộn vitamin E sẽ tăng cường tính ổn định oxy hóa của XLPE. Cũng có một số hạn chế trong quy trình: việc tăng nồng độ vitamin E trong hỗn hợp không khả thi, trở ngại liên kết chéo khi có mặt vitamin E quy định việc sử dụng nồng độ thấp hơn. Do đó, cần có sự cân bằng để có được mật độ liên kết chéo cao và độ ổn định oxy hóa cao.

• PEEK: Polyether-ether-ketone là một polyme tương hợp sinh học nổi tiếng được sử dụng trong các ứng dụng chỉnh hình. Nó đã được coi là vật liệu chịu lực thay thế cho khớp đốt sống do các đặc tính cơ học thuận lợi và khả năng tương thích sinh học của các mảnh vụn mài mòn của nó. PEEK đã được sử dụng làm vật liệu sinh học, đặc biệt là trong cột sống, từ những năm 1980, do cấu trúc của nó mang lại khả năng chống hóa chất vượt trội, tính trơ và ổn định nhiệt trong điều kiện in vivo. Năm 1998, Wang và các đồng nghiệp đã thử nghiệm ổ cối làm bằng PEEK trên một thiết bị mô phỏng khớp háng trong 10 triệu chu kỳ. Họ quan sát thấy tỉ lệ mài mòn giảm gần hai bậc so với cặp đôi UHMWPE/kim loại hoặc UHMWPE/gốm thông thường. Tuy nhiên, bất chấp những hứa hẹn tốt đẹp xuất phát từ các tình huống ứng suất tiếp xúc thấp, trong ống nghiệm, khi ở trong môi trường ứng suất tiếp xúc cao, vẫn có những câu hỏi về tính phù hợp của vật liệu này như ổ cối hoặc bộ phận mâm chày của khớp gối. Không có dữ liệu lâm sàng về việc sử dụng nó.
• Kim loại: vật liệu kim loại có ứng dụng rộng rãi trong lĩnh vực y tế và kỹ thuật sinh học và được sử dụng rộng rãi như các thành phần cấy ghép chỉnh hình. Các kim loại truyền thống phổ biến nhất được sử dụng cho thay khớp háng là thép không gỉ, hợp kim titan (Ti6Al4V) và – chủ yếu – hợp kim coban-chrom-molybdenum (CoCrMo). Loại thứ hai có khả năng chống ăn mòn tốt so với các kim loại khác và độ bền cao, chống mài mòn cao và độ cứng cao hơn (HV = 350) so với các kim loại và polyme khác.
• Hợp kim CoCrMo: khớp MoM thường được sản xuất từ hợp kim CoCrMo. Hợp kim CoCrMo bao gồm 58,9 – 69,5% Co; 27,0 – 30% Cr; 5,0 – 7,0% Mo và một lượng nhỏ các nguyên tố khác (Mn, Si, Ni, Fe và C). Các hợp kim kim loại này có thể được chia thành hai loại: hợp kim carbon cao (hàm lượng carbon > 0,20%) và hợp kim carbon thấp (hàm lượng carbon < 0,08%). Ngoài ra, hợp kim kim loại có thể được sản xuất bằng hai kỹ thuật khác nhau như đúc và rèn; kích thước hạt của hợp kim rèn thường nhỏ hơn 10 μm, trong khi kích thước hạt của vật liệu đúc nằm trong khoảng từ 30 – 1.000 μm. Các nghiên cứu chuyên sâu đã được thực hiện về luyện kim cho hợp kim CoCrMo với carbon; tuy nhiên, không có sơ đồ pha hoàn chỉnh. Điều này chủ yếu là do các giai đoạn phức tạp tồn tại trong hệ thống. Nhiều loại carbua khác nhau, chẳng hạn như M23C6 và M6C có thể tổ chức dựa trên quá trình xử lý nhiệt. Sự khác biệt về cấu trúc vi mô của carbua, thành phần hóa học của chúng và độ cứng nano có liên quan đến hiệu suất mài mòn.

Coban và chrom đều có trong môi trường và thực phẩm. Chúng cần thiết cho con người như một nguyên tố vi lượng trong cơ thể nhưng lại độc hại khi ở nồng độ cao. Bệnh nhân có cặp MoM Co-Cr bị mài mòn giải phóng coban và chrom vào dịch khớp. Những chất này có khả năng di chuyển vào máu trước khi thải ra ngoài qua nước tiểu. Nguồn kiến thức hạn hẹp về ảnh hưởng của tuần hoàn Co và Cr; chúng có thể ảnh hưởng chủ yếu đến các chức năng sinh học và tế bào với các tác động tiềm tàng trên hệ thống miễn dịch, gây đột biến và sinh ung thư. Ở những bệnh nhân có khớp háng nhân tạo MoM, mức cao của các ion Co và Cr trong tuần hoàn có thể được tạo ra và có mối tương quan tuyến tính thuận với phản ứng tế bào lympho.

• Kim loại khác: vật liệu kim loại có mô-đun đàn hồi cao, giúp hạn chế sự phân bố áp lực từ dụng cụ đến xương. Vì thế các bộ phận kim loại mới đã được phát triển với mô đun đàn hồi thấp hơn và khả năng chống mài mòn và ăn mòn cao hơn. Các nghiên cứu vẫn tiếp diễn với các hợp kim kim loại mới để ứng dụng trong các bộ phận giả ở háng để có được khả năng tương thích sinh học tốt hơn cùng với các đặc tính cơ học vượt trội. Tuy nhiên, bắt buộc phải tìm ra sự hòa hợp giữa nhiều đặc tính tối ưu mong muốn cho vật liệu cấy ghép. Hợp kim Co-Cr-Mo có độ trơ hóa học thấp nhưng khả năng chống mài mòn cao, trong khi hợp kim thép không gỉ có độ bền và độ dẻo thấp. Zirconium (Zr) và tantalum (Ta) là các kim loại chịu nóng – do tính ổn định hóa học cao và nhiệt độ nóng chảy cao – và chống ăn mòn cao, do tính ổn định của lớp oxit. Vì vanadium là một kim loại tương đối độc, một số nỗ lực đã được thực hiện để thay thế nó trong các hợp kim Ti-6Al-4V phổ biến. Để cải thiện khả năng tương thích sinh học và khả năng bền cơ học, hợp kim Ti-6Al-4V này đã được thay thế bằng sắt (Fe) hoặc Niobium (Nb), thu được các hợp kim được cải tiến Ti-5Al-2.5Fe và Ti-6Al-7Nb. Những hợp kim này so với Ti-6Al-4V truyền thống có độ cứng động lớn hơn và mô-đun đàn hồi thấp hơn, cho phép phân phối áp lực xương/dụng cụ cấy ghép tốt hơn. Một nhóm hợp kim titan mới được đưa vào lĩnh vực chỉnh hình sử dụng molybdenum với nồng độ lớn hơn 10%. Chúng làm ổn định pha β ở nhiệt độ phòng; được gọi là hợp kim β-Ti. Có mô đun đàn hồi ít hơn 20%, chúng hoạt động gần với xương thật hơn và có khả năng định hình tốt hơn. Chuôi xương đùi làm bằng hợp kim β titan được sử dụng như một phần của các sản phẩm thay thế cho mô hình khớp háng từ đầu những năm 2000 nhưng đã bị Cục Quản lý Thực phẩm & Dược phẩm Hoa Kỳ (FDA) thu hồi vào năm 2011 do mức độ mài mòn cao. Yang và Hutchinson nhận thấy rằng trạng thái mài mòn khô của hợp kim β titan (TMZF (Ti-12Mo-6Zr-2Fe (wt.%)) rất giống với của Ti64, trong khi trạng thái của chúng hoàn toàn khác trong chất lỏng cơ thể mô phỏng, nơi mà sự mài mòn của TMZF được tăng đáng kể. Một vật liệu kim loại khác được giới thiệu gần đây là zirconium bị oxy hóa (Oxinium, bởi Smith & Nephew), với lõi kim loại và bề mặt gốm chống mài mòn. Hợp kim niobium của zirconium đã được chứng minh là làm giảm tỉ lệ mài mòn UHMWPE và giảm sản xuất hạt đáng kể.
• Ceramic: từ gốm bắt nguồn từ tiếng Hy Lạp, keramos, có nghĩa là thợ gốm hoặc đồ gốm. Gốm sứ được Kingery định nghĩa là “nghệ thuật và khoa học chế tạo và sử dụng các sản phẩm rắn, là thành phần thiết yếu của chúng và được cấu tạo phần lớn từ các vật liệu phi kim loại vô cơ”. Có thể nói rằng gốm là bất kỳ vật liệu nào không phải là kim loại, chất bán dẫn hay polyme. Gốm sứ được sử dụng để xây dựng các bộ phận kỹ thuật khi yêu cầu khả năng chống mài mòn, độ cứng, độ bền và khả năng chịu nhiệt. Gốm sứ cũng được định nghĩa là “vật liệu của tương lai”, vì chúng có nguồn gốc từ cát chiếm khoảng 25% vỏ trái đất so với 1% đối với tất cả các kim loại. Trong nhiều thập kỷ qua, vật liệu gốm đã thể hiện sức hấp dẫn và lan tỏa lớn nhờ các đặc tính hóa học và vật lý của chúng, thu hút sự quan tâm của các nhà khoa học và công ty y sinh. Vật liệu gốm đã được giới thiệu ở thay khớp háng hơn hai mươi năm trước để khắc phục vấn đề lớn về mài mòn polyethylen. – Alumina: được giới thiệu trong thay khớp háng nhân tạo vào năm 1971, khi Boutin nhận ra khớp háng alumina-on-alumina, có kết quả lâm sàng tốt. Gốm alumina là một trong những loại gốm chính được sử dụng trong thay khớp háng, dựa trên các đặc tính chịu lực tốt của nó, có nghĩa là một trạng thái ma sát thuận lợi và một khả năng chống mài mòn cao. Tuy nhiên, nó chống cơ học yếu hơn so với các vật liệu khác. Nó chống nén tốt, nhưng khả năng chống lực kéo giãn yếu. Gốm alumina đã được sử dụng trong các ứng dụng lâm sàng vì đặc tính chịu lực của chúng do độ cứng. Trong số các loại gốm, alumina có lẽ là vật liệu được sử dụng phổ biến nhất.
  Alumina được sử dụng để thay khớp háng khác biệt với thế hệ đầu tiên được sử dụng trong công nghiệp. Đặc biệt, thế hệ alumina đầu tiên cho thấy cấu trúc vi mô kém với mật độ thấp, độ tinh khiết ít và kích thước hạt lớn. Thế hệ alumina này không phù hợp để sử dụng trong y sinh. Những nỗ lực liên tục được thực hiện trong lĩnh vực này cho phép các nhà nghiên cứu tinh chế và cải thiện quá trình này, dẫn đến một loại alumina dùng trong y tế, có tên thương mại là Biolox®. Tiêu chuẩn ISO 6474, được đưa ra vào năm 1980, nhằm mục đích cải thiện chất lượng của alumina cho thay khớp háng và giảm sự cố đứt gãy. Đặc tính của alumina liên quan đến các khía cạnh khác nhau, chẳng hạn như mật độ, độ tinh khiết và kích thước hạt. Đặc biệt, yếu tố cuối cùng ảnh hưởng đến tốc độ mài mòn, vì nó giảm khi kích thước hạt nhỏ hơn. Vào những năm 90, khớp háng bằng alumina đã được cải tiến với sự xuất hiện của Biolox® forte trên thị trường, có thể dựa vào những đổi mới trong quy trình sản xuất để cung cấp các đặc tính cơ học tốt hơn nhiều. Nó được thực hiện bằng cách sử dụng nguyên liệu thô cải tiến, với kích thước thu được nhỏ hơn, mức độ tạp chất thấp và được nung kết trong không khí. Biolox® forte có mật độ 3,98 g/cm³ và kích thước hạt là 3,2 m; trong khi đối với Biolox®, các giá trị này là 3,96 g/cm³ và 4,2 m.

Gần đây, mối e ngại dấy lên do có một số báo cáo lâm sàng về sự hiện diện của tiếng ồn nghe được ở một số bệnh nhân thay khớp háng bằng gốm. Cái gọi là “tiếng lách cách” hoặc “tiếng mài” đã được mô tả sau thay khớp háng, bất kể là metal-on-polyethylene (MoP), metal-on-metal (MoM), ceramic-on-ceramic (CoC) được sử dụng. Tuy nhiên, tiếng “kít” dường như bị hạn chế đối với những cặp chịu lực cứng. Nó có thể liên quan đến thiết kế bộ phận giả hoặc định hướng ổ cối và căn nguyên chính xác của tiếng kít là chủ đề của các cuộc tranh luận; không có định nghĩa cụ thể nào cho tiếng kít sau phẫu thuật cũng như không có phân loại chung cho các tiếng kêu này.

• Zirconia: có độ cứng cao và tính cơ học; trong số tất cả các gốm nguyên khối, nó có khả năng chống nứt vượt trội; đây là những lý do chính khiến cho zirconia trở thành một vật liệu thay thế rất rộng rãi cho alumina trong thay khớp háng. Những nỗ lực đầu tiên tập trung vào zirconia được ổn định một phần magie (MgPSZ), không đáp ứng các yêu cầu về khả năng chống mài mòn. Do đó, những phát triển tiếp theo đã tập trung vào oxit ổn định yttria (Y-TZP), một loại gốm được hình thành hoàn toàn bởi các hạt có kích thước siêu nhỏ, đại diện cho tiêu chuẩn hiện tại cho ứng dụng lâm sàng.

Y-TZP bao gồm các hạt tứ giác có kích thước nhỏ hơn 0,5 μm, một phần được giữ lại ở nhiệt độ phòng tùy thuộc vào kích thước, sự phân bố và nồng độ của oxit ổn định yttria. Các thông số cấu trúc vi mô như vậy xác định các đặc tính cơ học của Y-TZP. Các hạt tứ giác có thể biến đổi thành các hạt đơn tà, tạo ra sự giãn nở thể tích 3 – 4%, đó là lý do tạo ra độ bền của gốm và khả năng tiêu tán năng lượng đứt gãy của nó. Khi một áp suất tác động lên hạt, ví dụ, một vết nứt tiến triển trong vật liệu, chúng chuyển sang pha đơn tà, tiêu tán năng lượng vết nứt theo hai cách: biến đổi T-M và giãn nở thể tích. Ngoài ra còn có các phần hạt pha tứ giác nửa bền, trong đó sự hình thành phụ thuộc vào kích thước hạt, nồng độ oxit ổn định và chất nền hạn chế. Trên 100°C, các hạt siêu bền trong môi trường ẩm ướt có thể tự phát biến thành các hạt đơn tà. Khi quá trình biến đổi diễn ra, có thể quan sát thấy sự giảm mật độ vật liệu cũng như độ bền và độ dẻo dai của gốm. Cấu trúc của Y-TZP ở nhiệt độ phòng thu được bởi các hạt có kích thước siêu nhỏ phát triển trong quá trình nung kết; do đó cần phải bắt đầu từ bụi kích thước siêu nhỏ (ví dụ, 0,02 μm) và đưa vào một số chất trợ nung kết để hạn chế hiện tượng.

Đối với kim loại, Y-TZP cho thấy đặc tính thấm vượt trội cho phép tạo màng chất lỏng giữa các bề mặt khớp của dụng cụ. Ngay cả khi trong thực hành lâm sàng, chỏm xương đùi Y-TZP chỉ được ghép với ổ cối UHMWPE, các thử nghiệm được thực hiện trên Y-TZP so với alumina đã cho kết quả dương. Chiến dịch điều tra rộng rãi về hiệu suất mài mòn của UHMWPE và zirconia, cho thấy độ mòn không cao hơn UHMWPE và alumina. Sự khác biệt trong kết quả chủ yếu xuất phát từ sự khác biệt trong các vật liệu số lượng lớn được sử dụng trong phòng thí nghiệm, trong quá trình hoàn thiện của chúng, quy trình thử nghiệm,… Có mối quan tâm lớn trong cộng đồng chỉnh hình về tương lai của zirconia cho bộ phận giả. Thị trường đã giảm hơn 90% từ năm 2001 đến năm 2002 (tương ứng với việc thu hồi và từ bỏ Prozyr®, bởi Saint Gobain). Hơn 600.000 chỏm xương đùi Y-TZP đã được đặt vào khớp háng trên toàn thế giới, chủ yếu ở châu Âu và Hoa Kỳ. Cuộc tranh luận về tương lai Y-TZP là do ưu và nhược điểm của nó; nó thể hiện các tính chất cơ học tốt nhất (khả năng chống lại sự lan truyền vết nứt) nhưng dễ bị già hóa khi có nước.

Các nhà sản xuất zirconia đã cố gắng thu hẹp vấn đề này, cho rằng nó đã bị hạn chế trong điều kiện in vivo cho đến năm 2001 khi khoảng 400 chỏm xương đùi bị hỏng trong một thời gian ngắn. Sự kiện này liên quan đến quá trình già hóa nhanh ảnh hưởng đến hai lô Prozyr®. Ngay cả khi lý do được xác định để xử lý và kiểm soát, sự kiện này đã dẫn đến tác động tiêu cực đối với việc sử dụng Y-TZP, khiến một số bác sĩ phẫu thuật phải quay lại các giải pháp khác. Vấn đề già hóa và sự kiện Prozyr® vẫn còn là một vấn đề và cần phải nỗ lực hơn nữa để có được niềm tin từ cộng đồng chỉnh hình. Theo cách này, tương lai dường như dựa trên sự kết hợp của zirconia và alumina để thu được vật liệu tổng hợp tiên tiến.

• Alumina cường lực zirconia: vào nửa sau của những năm 1970, một loại vật liệu tổng hợp mới dựa trên gốm đã được phát triển. Vật liệu tổng hợp mới này có tới hơn 25% trọng lượng của zirconia đưa vào ma trận alumin; vật liệu tổng hợp này được gọi là alumina cường lực zirconia (ZTA). Việc bổ sung một phần zirconia vào alumina khiến cho vật liệu tổng hợp này tăng độ dẻo dai. Vào những năm 2000, vật liệu ZTA đầu tiên được giới thiệu trong phòng khám là một hỗn hợp được biết đến với tên thương mại là Biolox® Delta.

Vật liệu này cung cấp khả năng chống lại sự xuất hiện và lan truyền của vết nứt. Hỗn hợp ZTA này kết hợp các đặc tính tốt nhất của cả alumina và zirconia: độ bền và độ dẻo dai của zirconia và khả năng chống mài mòn cao, tính ổn định hóa học và thủy nhiệt của alumina. Sự kết hợp này được thực hiện thông qua sự phân bố đồng đều các hạt có kích thước nano của zirconia tứ giác ổn định yttria (Y-TZP) trong ma trận alumina. Một tỉ lệ nhỏ oxit chrom (Cr₂O₃) được thêm vào để đối trọng với sự giảm độ cứng do sự hiện diện của zirconia. Strontium oxit (SrO) được thêm vào vật liệu, trong quá trình nung kết, để tạo thành các đĩa strontium aluminat (SrAl12 – xCrxO19). Những tinh thể phẳng và dài này làm tiêu hao năng lượng của các vết nứt và hạn chế sự tiến triển của chúng, vì nó sẽ cần thêm năng lượng để vết nứt vượt qua tinh thể. Hỗn hợp cuối cùng là hỗn hợp của khoảng 75% alumin, 25% zirconia và dưới 1% oxit chrom và oxit strontium. Deville và cộng sự nhận thấy rằng vật liệu tổng hợp alumina Y-TZP có biểu hiện già hóa đáng kể, nhưng quá trình này diễn ra chậm hơn nhiều so với thông thường được quan sát thấy trong gốm Y-TZP, tương đương với sự hiện diện của alumina. Mặt khác, sự hiện diện của các ngưng kết zirconia được công nhận là nguyên nhân chính của sự nhạy cảm với già hóa. Nhận thấy sự phân tán tối ưu ở môi trường acid có thể tránh được sự hình thành các ngưng kết zirconia, nhưng ngay khi vượt quá ngưỡng thấm thấu (16% thể tích), không thể tránh được quá trình già hóa.

Các vật liệu tổng hợp này đạt được độ bền đứt gãy (KIC) lên đến 12MPa·m^1/2 và độ bền uốn lên đến 700 MPa. Do mô-đun đàn hồi khác nhau của hai thành phần, các vết nứt sẽ có xu hướng di chuyển qua các hạt zirconia ít cứng hơn, gây ra sự chuyển đổi pha T-M của chúng làm tiêu tan năng lượng vết nứt.

2.2. Lựa chọn vật liệu sử dụng

Bốn loại chịu lực chính được nghiên cứu và ứng dụng cho khớp háng bao gồm: metal-on-polyethylen (MoP), metal-on-metal (MoM), ceramic-on-ceramic (CoC) và ceramic-on-polyethylen (CoP). Gần đây, các tổ hợp lai đã được đưa ra như chỏm gốm và chuôi kim loại (CoM). Nhiều yếu tố ảnh hưởng đến sự lựa chọn giữa các loại chịu lực này, chẳng hạn như chi phí, độ tuổi và mức độ hoạt động của bệnh nhân, biến chứng trong quá trình phẫu thuật,… Các khớp MoM được McKee và Farrar đưa ra năm 1950, có kết quả không như mong muốn như hai trong số ba khớp nhân tạo đã bị loại bỏ sau 1 năm do bị lỏng và khớp thứ ba được lấy ra do bị gãy. Sau nhiều lần cải tiến chịu tải, chúng đã được giới thiệu lại vào năm 1960, khi tốc độ mài mòn dao động từ 1 – 5 mm³ mỗi năm (thấp hơn khoảng 20 lần so với loại MoP đã được đăng ký).

Các khớp MoM được sử dụng cho cả thay khớp háng toàn phần và tái tạo lại bề mặt khớp háng (HR), có ưu điểm là bảo tồn chỏm và cổ xương đùi, dẫn đến phẫu thuật ít xâm lấn hơn và tỉ lệ trật khớp thấp hơn. Trong những năm 2000, vấn đề về mảnh vụn kim loại được đưa ra ánh sáng, việc thay thế MoM gần như bị dừng hoàn toàn. Vào đầu giữa những năm 2000, loại khớp nhân tạo này đã được sử dụng cho hơn 1/5 trường hợp ở Anh và 1/3 ở Mỹ. Ngày nay, chúng được sử dụng trong ít hơn 1% trong tổng số ca phẫu thuật. Các khớp MoM đã được sử dụng trở lại trong hai thập kỷ qua, nhờ sự xuất hiện của các kỹ thuật hoàn thiện bề mặt mới giúp cải thiện khả năng chống mài mòn của chúng. Mặt khác, chịu tải MoM nhằm mục đích đảm bảo khả năng chống mài mòn cao, khả năng sản xuất tốt và mô-men xoắn ma sát thấp. Tuy nhiên, ngay cả khi khối lượng mài mòn thấp hơn, các hạt rất nhỏ vẫn được tạo ra. Lượng ion kim loại có trong huyết thanh và các tác dụng gây độc tiềm ẩn của chúng cả tại chỗ và toàn thân là một vấn đề cần quan tâm. Hơn nữa, mài mòn trơn bóng, được thúc đẩy bởi các mảnh vụn, tạo ra bởi hoạt động mài mòn của cacbua, đã được tìm thấy trong các khớp hợp kim Co-Cr khi thu hồi.

Cho đến giữa những năm 1990, khớp háng nhân tạo phổ biến nhất là các cặp MoP hoạt động tốt ở những bệnh nhân lớn tuổi và ít vận động hơn. Tuy nhiên, hai vấn đề liên quan vẫn còn là mối quan tâm: lỏng vô trùng do cố định ban đầu không đầy đủ gây ra bởi sự tiêu hủy xương do các phần tử tạo ra xung quanh vật ghép và trật khớp háng.

Vào những năm 80, khi quá trình lỏng vô trùng và tiêu hủy xương phát sinh như những vấn đề chính trong các khớp háng MoP, các cặp CoC đầu tiên đã được đưa ra, bắt đầu với alumina và zirconia. Gốm zirconia đã được giới thiệu để cấy ghép chỉnh hình như một vật liệu gốm thứ cấp, cùng với alumin trong vài năm. Ưu điểm chính của gốm cho thay khớp háng là độ cứng, khả năng chống trầy xước và bản chất trơ của các mảnh vụn. Những đặc điểm này thúc đẩy việc sử dụng khớp CoC và bản chất trơ của các mảnh vụn mài mòn khiến chúng trở thành lựa chọn tốt nhất cho bệnh nhân trẻ tuổi. Mặt khác, việc sử dụng chúng rất tốn kém và việc đặt nó vào đòi hỏi phải có một đội ngũ phẫu thuật xuất sắc để ngăn ngừa sự sứt mẻ của bề mặt tiếp xúc.

Sự ra đời của một tổ hợp lai tiên tiến chịu lực cứng – cứng lai gồm chỏm ceramic và chuôi kim loại được tuyên bố là làm giảm sự giải phóng ion và sản sinh hạt mài mòn có thể gây vỡ chuôi bằng gốm. Trong các nghiên cứu in vitro về các khớp CoM cho thấy các hạt tạo ra nhỏ hơn và độ mòn thấp hơn.

Ngày nay, khớp háng nhân tạo được làm bằng kim loại, gốm và vật liệu nhựa dẻo. Được sử dụng nhiều nhất là hợp kim titan, thép không gỉ, hợp kim đặc biệt có độ bền cao, alumin, zirconia, alumin cường lực zirconia (ZTA) và UHMWPE. Thông thường, chuôi và cổ được làm bằng kim loại, trong khi chỏm xương đùi có thể là cả kim loại và gốm và tấm đệm có thể được làm bằng kim loại, gốm hoặc polyme. Có một số cách kết hợp có thể được thực hiện bằng cách sử dụng các vật liệu này với mục tiêu khớp nhân tạo ít mài mòn nhất và tuổi thọ khớp cao nhất.

3. KHỚP GỐI

3.1. Đặc điểm các loại vật liệu

Thép không gỉ: do hạn chế về khả năng chịu ăn mòn trong cơ thể con người trong thời gian dài, thép không gỉ thường không được sử dụng trong thay khớp gối. Nó phù hợp hơn để được sử dụng như các bộ phận cấy ghép tạm thời như nẹp và vít.

Hợp kim coban-chrom: là kim loại cứng, dẻo dai, chống ăn mòn, tương thích sinh học. Cùng với titan, chrom coban là một trong những kim loại được sử dụng rộng rãi nhất trong thay khớp gối. Không có sự thống nhất về việc vật liệu nào tốt hơn và phù hợp hơn.

Mặc dù tỉ lệ bệnh nhân có phản ứng dị ứng liên quan đến việc sử dụng hợp kim coban-chrom là rất thấp, một lĩnh vực đáng quan tâm là vấn đề các hạt nhỏ (ion kim loại) có thể được giải phóng vào cơ thể do chuyển động của khớp. Những hạt này đôi khi có thể gây ra phản ứng trong cơ thể con người, đặc biệt là trong trường hợp những bệnh nhân bị dị ứng với các kim loại đặc biệt như niken.

Titan và hợp kim titan: titan nguyên chất thường được sử dụng trong cấy ghép ở những nơi không cần độ bền cao. Ví dụ, đôi khi titan nguyên chất được sử dụng để tạo sợi kim loại, một lớp sợi kim loại liên kết với bề mặt của bộ phận giả cho phép xương phát triển vào bộ phận này hoặc cho phép xi măng liên kết tốt hơn với bộ phận giả để cố định chắc chắn hơn.

Hợp kim titan có bản chất tương thích sinh học. Chúng thường chứa một lượng vanadium và aluminum ngoài titan. Hợp kim titan được sử dụng nhiều nhất trong thay khớp gối là Ti6Al4V. Titan và hợp kim titan có khả năng chống ăn mòn cao, khiến cho chúng trở thành vật liệu sinh học trơ (có nghĩa là chúng sẽ không thay đổi sau khi được cấy vào cơ thể).

Titan và các hợp kim của nó có mật độ thấp hơn so với các kim loại khác được sử dụng trong thay khớp gối. Ngoài ra, bản chất đàn hồi của titan và hợp kim titan thấp hơn so với các kim loại khác được sử dụng trong thay khớp gối. Do đó, bộ phận giả titan hoạt động giống như khớp tự nhiên hơn và do đó, giảm nguy cơ một số biến chứng như tiêu xương và teo xương.

Tantalium: tantalium là một loại kim loại tinh khiết, có các đặc tính sinh học và vật lý cao, cụ thể là tính linh hoạt, chống ăn mòn và tương hợp sinh học. Gần đây, một chất xốp mới đã được làm bằng tantalum có tên là Trabecular Metal. Nó có chứa các lỗ rỗng, kích thước của nó làm cho vật liệu này rất tốt cho sự phát triển của xương. Ngoài ra, Trabecular Metal có tính chất đàn hồi hỗ trợ quá trình tái tạo xương.

Polyethylen: các bộ phận xương chày và xương bánh chè trong thay khớp gối được làm bằng polyethylen. Mặc dù bề mặt polyethylen tiêu chuẩn thường bị mài mòn trong khớp háng nhân tạo, nhưng mài mòn ít là vấn đề hơn trong khớp gối vì bề mặt chịu lực phẳng hơn và không dẫn đến mài mòn giống nhau. Việc sử dụng polyethylen liên kết chéo cực cao (UHXLPE) hoặc polyethylen trọng lượng phân tử cực cao (UHMWPE) làm giảm ngay cả sự mài mòn tối thiểu cho phép khớp gối nhân tạo có tuổi thọ lâu hơn nhiều.

Zirconium: hợp kim zirconium và tất cả các bộ phận xương chày dẻo: hợp kim zirconium được sử dụng trong khớp gối nhân tạo bằng sứ mới. Hợp kim zirconium được kết hợp với một bộ phận mâm chày hoàn toàn bằng nhựa, thay thế khay kim loại và miếng chèn nhựa được sử dụng trong các thiết bị thay khớp gối khác. Người ta tin rằng loại khớp gối mới này có thể tồn tại trong 20 – 25 năm, hơn đáng kể so với 15 – 20 năm mà hợp kim coban chrom và polyethylen. Sự kết hợp mới có thể được bôi trơn, dẫn đến sự ăn khớp thông qua nhựa trơn tru và dễ dàng hơn.

Một đặc tính quan trọng khác của vật liệu này là nó có tính tương hợp sinh học, nghĩa là những người bị dị ứng niken và không thể thay khớp gối có hợp kim chrom coban (vì niken là một thành phần của hợp kim chrom coban). Thay khớp bằng hợp kim Zirconium loại bỏ nguy cơ đối với bệnh nhân dị ứng niken vì vật liệu mới này không chứa niken.

– Zirconium bị oxy hóa oxinium: là một vật liệu mới được sử dụng trong thay khớp gối từ năm 2001. Về cơ bản, nó là một hợp kim kim loại được biến đổi có bề mặt chịu lực bằng gốm. Nó chứa hợp kim zirconium và niobium được oxy hóa để chuyển bề mặt vật liệu thành zirconia ceramic. Ưu điểm của kim loại này là chỉ cần thay đổi bề mặt, nên phần còn lại của bộ phận giả là kim loại có độ bền cao. Mặc dù nó cứng gấp đôi so với hợp kim chrom coban, nó cung cấp một nửa ma sát do đó hoạt động với chất lượng cao hơn và kéo dài trong thời gian dài hơn.

3.2. Lựa chọn vật liệu sử dụng

Khoa học vật liệu trong thay khớp gối nhằm mục đích cải thiện các đặc tính ma sát của các thành phần khớp nhân tạo. Ma sát học là khoa học về các bề mặt tương tác trong chuyển động. Ma sát học được đặc trưng bởi ma sát, bôi trơn và mài mòn. Có hai cách tiếp cận cơ bản đối với kỹ thuật vật liệu trong thay khớp gối, thứ nhất cải thiện bản thân vật liệu và thứ hai cải thiện độ mài mòn mặt tiếp xúc và độ bền của các bộ phận nhân tạo. Cải tiến vật liệu có nghĩa là phát triển các vật liệu mới cho bộ phận xương đùi và xương chày nhưng cũng là sự phát triển vật liệu thích hợp cho lớp phủ được đặt ở giữa các thành phần. Ví dụ, gần đây, vitamin E đã được giới thiệu, giúp ổn định polyethylen và ngăn ngừa sự thoái hóa và già hóa do oxy hóa của vật liệu. Nhờ đó, các đặc tính cơ sinh học được bảo toàn.

Hợp kim coban-chrom đã được sử dụng thành công trong nhiều thập kỷ và được coi là tiêu chuẩn vàng. Có hai mối quan tâm chính đối với hợp kim coban-chrom: độ mòn đã được đề cập và nguy cơ phản ứng quá mẫn. Tuy nhiên, vẫn còn nghi vấn liệu một bộ phận giả khớp gối làm bằng hợp kim coban-chrom có thể gây ra các phản ứng dị ứng hay không.

Trong những năm gần đây, các vật liệu ít gây dị ứng khác như hợp kim titan hoặc zirconium đã được giới thiệu. Titan trơ về mặt sinh học nhưng cho thấy sự ăn mòn và ma sát. Vì vậy, titan là được sử dụng như titan-aluminum (Ti-6Al-4V) và titan-niobium (Ti-6Al-7Nb).

Kể từ năm 2001, zirconium bị oxy hóa, được sử dụng như một vật liệu mới cho các bộ phận xương đùi của khớp gối nhân tạo. Các nghiên cứu gần đây đã chỉ ra rằng zirconi bị oxy hóa tạo ra PE ít bị mài mòn hơn đáng kể so với chrom. Việc sử dụng zirconium để thay lại khớp gối toàn phần là khá khó xảy ra do thực tế là sự gia tăng áp lực gây ra các khuyết xương trên bộ phận giả và do đó có thể gây ra gãy bộ phận này. Mặc dù thiếu sự khác biệt về mặt lâm sàng, độ nhám bề mặt bộ phận của zirconium bị oxy hóa dường như thấp hơn đáng kể so với độ nhám của bộ phận coban-chrom.

Tantalium chia sẻ một số đặc điểm với titan, bao gồm tính linh hoạt cao, khả năng chống ăn mòn cao và khả năng tương thích sinh học cao. Tantalium có thể được mô phỏng bằng các bè kim loại có độ xốp và đàn hồi cao và đã được sử dụng thành công làm mặt khớp sau trong khớp gối nhân tạo nhưng cũng để gia cố các khuyết xương nghiêm trọng của đầu dưới xương đùi hoặc đầu trên xương chày.

Tóm lại, hợp kim coban-chrom vẫn được coi là tiêu chuẩn vàng. Titan trơ về mặt sinh học nhưng thể hiện sự ăn mòn và ma sát. Zirconium oxy hóa, một lớp lót bề mặt bằng gốm, đã hiện diện như một vật liệu mới cho các bộ phận giả xương đùi. Tantalium đã được giới thiệu gần đây hơn và có một số đặc điểm với titan, bao gồm tính dẻo cao, khả năng chống ăn mòn cao và khả năng tương thích sinh học cao.

4. KẾT LUẬN

Hiện nay, phẫu thuật viên có nhiều lựa chọn vật liệu trong thay khớp, nhưng chưa có vật liệu nào thật sự ưu thế hơn các vật liệu khác. Nhu cầu về vật liệu sinh học mới dường như là hiển nhiên và hiện đang thúc đẩy nghiên cứu và phát triển thành các khớp chịu lực, bề mặt kháng khuẩn tốt hơn và loại bỏ sự giải phóng ion kim loại đã được chứng minh là tích tụ trong cả các cơ quan xa ở các bệnh nhân thay khớp gối và háng theo thời gian. Khi những công nghệ mới hơn trở nên phổ biến, họ sẽ cần cho thấy hiệu quả chi phí trước khi áp dụng hoàn toàn vào chăm sóc bệnh nhân. Những tiến bộ trong vật liệu sinh học sẽ tiếp tục được thúc đẩy bởi các nhu cầu lâm sàng chưa được đáp ứng. “Gốm sứ là sành điệu và những vật liệu mới hơn đang cần!”.