Механические свойства биоматериалов

Материалы, которые используются в биомедицинских или клинических целях, известны как биоматериалы . В следующей статье речь пойдет о биоматериалах пятого поколения, которые используются для замены костных структур. Чтобы любой материал был классифицирован для биомедицинского применения, необходимо выполнить три требования. Первое требование заключается в том, что материал должен быть биосовместимым ; это означает, что организм не должен относиться к нему как к инородному объекту. Во-вторых, материал должен быть биоразлагаемым (только для трансплантата); материал должен безвредно разлагаться или растворяться в организме организма, чтобы позволить ему возобновить естественное функционирование. В-третьих, материал должен быть механически прочным; для замены несущих конструкций материал должен обладать эквивалентной или большей механической стабильностью, обеспечивающей высокую надежность трансплантата.

Введение

Термин «биоматериал» используется для материалов, которые можно использовать в биомедицинских и клинических целях. Они биоактивны и биосовместимы по своей природе. В настоящее время многие виды металлов и сплавов ( нержавеющая сталь , титан , никель , магний , сплавы Co–Cr, сплавы Ti), ^[1] керамика ( диоксид циркония , биостекло , оксид алюминия , гидроксиапатит ) ^[1] и полимеры (акрил, нейлон, силикон, полиуретан, поликапролактон, полиангидриды) ^[1] используются для несущих конструкций. Сюда входят замены зубов и соединение костей или замены для медицинского и клинического применения. Поэтому их механические свойства очень важны. Механические свойства некоторых биоматериалов и кости приведены в таблице 1. ^[2] Среди них гидроксиапатит является наиболее широко изученным биоактивным и биосовместимым материалом. Однако он имеет более низкий модуль Юнга и вязкость разрушения и является хрупким . Следовательно, необходимо производить биоматериал с хорошими механическими свойствами.

Модуль упругости

Модуль упругости определяется просто как отношение напряжения к деформации в пределах пропорционального предела. Физически он представляет собой жесткость материала в диапазоне упругости при приложении растягивающих или сжимающих нагрузок. Это клинически важно, поскольку указывает на то, что выбранный биоматериал имеет аналогичные деформируемые свойства с материалом, который он собирается заменить. Эти несущие силу материалы требуют высокого модуля упругости с низким прогибом. По мере увеличения модуля упругости материала сопротивление разрушению снижается. Желательно, чтобы модуль упругости биоматериала был аналогичен модулю упругости кости. Это связано с тем, что если он превышает модуль упругости кости, тогда нагрузка воспринимается только материалом; при этом нагрузка воспринимается костью только в том случае, если она меньше костного материала. Модуль упругости материала обычно рассчитывается путем испытания на изгиб, поскольку в этом случае можно легко измерить прогиб по сравнению с очень небольшим удлинением при сжимающей или растягивающей нагрузке. Однако биоматериалы (для замены кости) обычно пористые, а размеры образцов невелики. Поэтому тест наноиндентирования используется для определения модуля упругости этих материалов. Этот метод имеет высокую точность и удобен для образцов микромасштаба. Другим методом измерения модуля упругости является неразрушающий метод. Это также очень хороший клинический метод из-за его простоты и повторяемости, поскольку материалы не разрушаются. ^[3]^{[ нужна страница ]}

Твердость

Твердость является мерой пластической деформации и определяется как сила, приходящаяся на единицу площади вдавливания или проникновения. Твердость является одним из наиболее важных параметров для сравнения свойств материалов. Он используется для определения пригодности клинического использования биоматериалов. Твердость биоматериала желательна равна твердости кости. Если выше биоматериала, то он проникает в кость. Более высокая твердость приводит к меньшему истиранию. Как было сказано выше, образцы биоматериалов очень малы, поэтому используются микро- и наномеры твердости (инденторы Алмазного Кнупа и Виккерса). ^[3]^{[ нужна страница ]}

Прочность на излом

Прочность материала определяется как максимальное напряжение, которое можно выдержать до того, как произойдет разрушение. Прочность биоматериалов (биокерамики) является важным механическим свойством, поскольку они хрупкие. В хрупких материалах, таких как биокерамика, трещины легко распространяются, когда материал подвергается растягивающей нагрузке, в отличие от сжимающей нагрузки. Для определения прочности материалов на растяжение доступен ряд методов, таких как испытание на изгиб, испытание на двухосный изгиб и метод Вейбулла . В биокерамике дефекты влияют на надежность и прочность материала при имплантации и изготовлении. Существует несколько способов создания дефектов в биокерамике, таких как термическое спекание и нагрев. Биокерамике важно обладать высокой надежностью, а не высокой прочностью.

Прочность хрупких материалов зависит от размера дефектов, распределенных по материалу. Согласно теории Гриффита о разрушении при растяжении, самый большой дефект или трещина будет в наибольшей степени способствовать разрушению материала. Прочность также зависит от объема образца, поскольку размер дефекта ограничен размером поперечного сечения образца. Следовательно, чем меньше образец (например, волокна), тем выше прочность на излом. Пористость имплантированной биокерамики оказывает огромное влияние на ее физические свойства. Поры обычно образуются в процессе обработки материалов. Увеличение пористости и размера пор означает увеличение относительного объема пустот и уменьшение плотности; это приводит к снижению механических свойств и снижает общую прочность биокерамики.

Использование керамики в качестве самостоятельных имплантатов, способных выдерживать растягивающие напряжения, является основной целью инженерного проектирования. Для достижения этой цели использовались четыре общих подхода: 1) использование биоактивной керамики в качестве покрытия на металлической или керамической подложке.2)упрочнение керамики, например, за счет кристаллизации стекла. 3) использование механики разрушения в качестве подхода к проектированию и 4) армирование керамики вторым этапом.

Например, биокерамика из гидроксиапатита и других фосфатов кальция важна для восстановления твердых тканей из-за их сходства с минералами натуральной кости, а также их превосходной биосовместимости и биологической активности, но они имеют низкую усталостную устойчивость и прочность. Поэтому для повышения их уплотнения и механических свойств используются биоинертные керамические оксиды высокой прочности.

Вязкость разрушения

Вязкость разрушения необходима для изменения распространения трещин в керамике. Полезно оценить удобство использования, производительность и долгосрочный клинический успех биоматериалов. Сообщается, что материал с высокой вязкостью разрушения улучшил клинические характеристики и надежность по сравнению с материалом с низкой вязкостью разрушения. ^[4] Его можно измерить многими методами, например, при разрушении при вдавливании, прочности при вдавливании, балке с односторонним надрезом, балке с односторонними трещинами и двойной консольной балке.

Усталость

Усталость определяется как разрушение материала из-за повторяющихся/циклических нагрузок или разгрузок (растягивающих или сжимающих напряжений). Это также важный параметр для биоматериалов, поскольку в течение срока их службы к ним прилагается циклическая нагрузка. В условиях циклического нагружения на границе раздела матрицы и наполнителя могут образовываться микротрещины/дефекты. Эта микротрещина может инициировать необратимую пластическую деформацию, которая приводит к распространению крупных трещин или разрушению. Во время циклической нагрузки на образование микротрещин также влияют несколько факторов, таких как фрикционное скольжение сопрягаемой поверхности, прогрессирующий износ, остаточные напряжения на границах зерен, напряжения, вызванные сдвигом. ^[3]

Таблица 1: Сводная информация о механических свойствах кортикальной кости и биоматериала

Материал	Предел прочности ( МПа )	Прочность на сжатие ( МПа )	Модуль упругости ( ГПа )	Вязкость разрушения ( МПа.м) ^−1/2)
Биостекло	42 ^[5]	500 ^[5]	35 ^[6]	2 ^[6]
Кортикальная кость	50–151 ^[5]	100–230 ^[7]	7–30 ^[6]	2–12 ^[6]
Титан	345 ^[8]	250–600 ^[9]	102.7 ^[8]	58-66 ^[8]
Нержавеющая сталь	465–950 ^[1]	1000 ^[9]	200 ^[5]	55–95 ^[9]
Титановые сплавы	596–1100 ^[8]	450–1850 ^[9]	55–114 ^[8]	40–92 ^[8]
глинозем	270–500 ^[9]	3000–5000 ^[9]	380–410 ^[6]	5–6 ^[6]
Гидроксиапатиты	40–300 ^[9]	500–1000 ^[7]	80–120 ^[6]	0.6–1 ^[6]

Усталостные переломы и износ считаются одними из основных проблем, связанных с расшатыванием имплантата, защитой от напряжений и окончательным выходом имплантата из строя. Хотя износ обычно наблюдается в ортопедических изделиях, таких как протезы коленных и тазобедренных суставов, он также является серьезным и часто фатальным для механических сердечных клапанов. К сожалению, выбор биоматериалов по износостойкости не может основываться только на традиционном подходе к использованию твердой керамики из-за ее низкого коэффициента трения и высокого модуля упругости. Это связано с тем, что керамика, как правило, склонна к хрупкому разрушению (имеющая вязкость разрушения обычно менее 1 МПа√м) и требует абсолютного контроля качества, чтобы избежать усталостного разрушения при использовании в медицинских устройствах. Разработка биоматериалов, устойчивых к усталостному разрушению и износу, рассматривает биокомпозиты из двух или более различных фаз, например, композиты с взаимопроникающей сетью. Преимущество этих композитов заключается в том, что в них можно включать химические вещества с контролируемым высвобождением лекарств, модификаторы трения, различные морфологии для улучшения характеристик имплантата-хозяина, а также химические вещества для уменьшения или облегчения удаления остатков износа. Не менее важны инструменты, разработанные для прогнозирования усталостного разрушения/износа с использованием новых методологий, включающих испытания in vitro, компьютерное моделирование для получения расчетных напряжений и карты разрушения/износа для определения механизмов.

вязкоупругость

Вязкоэластичность , свойство материала, характеризующееся экструзией двойного твердого и жидкостного поведения, обычно встречается во множестве биоматериалов на основе полимеров, в том числе используемых в биомедицинских устройствах, а также в клинических условиях. От поверхностных покрытий на основе полимеров на стентах с лекарственным покрытием до запутанных тканевых сетей, способных выдерживать нагрузку, и гидрогелей со сложными поперечными связями — все эти примеры демонстрируют вязкоупругое поведение. Часто теория пластичности течения и линейная упругость используются для описания реологического поведения металлов и других твердых материалов, но они обычно не используются для уточнения поведения материалов биоматериалов. Вязкоупругость часто описывается с точки зрения ее зависящих от времени свойств материала, связанных с характерным временем релаксации напряжений . Кроме того, рассеяние энергии, связанное с жидкоподобной частью реакции на приложенную нагрузку, может быть преобразовано в комплексный модуль, который представлен двумя отдельными категориями: реальной и мнимой для вязкоупругого отклика. ^[10]. Вязкоупругая реакция биоматериала может быть смоделирована с помощью линейных математических моделей и, как правило, нелинейных математических моделей, соответствующих возможностям нагрузки используемого биоматериала.

Вязкоупругость полимерных биоматериалов

Существует тенденция к тому, что полимерные биоматериалы проявляют те же характеристики, что и твердые, жесткие материалы, в течение короткого периода времени, а также демонстрируют исключительное поведение текучести в течение более длительных периодов времени. Это означает долгосрочный анализ и исследования, направленные на обеспечение механической целостности этих биоматериалов для предотвращения потенциальной деформации и механических повреждений при использовании в клинических условиях. Вязкоэластическое поведение обычно зависит от таких факторов, как плотность поперечных связей, средняя молекулярная масса, степень кристалличности и степень перепутывания, а также от общего химического состава биоматериала. Существуют программы моделирования, используемые для исследования поведения материала в диапазоне температур и приложенных частот, а также для уменьшения потенциальной сложности синтеза полимеров на промышленном уровне и для коммерческого использования. Сами программы часто фокусируются на снижении скорости механического разрушения и разрушения окружающей среды путем изучения чувствительности к скорости, а также реакции ползучести. ^[11]. Например, в полимерных трансплантатах, которые заменяют ткани, необходимо имитировать вязкоупругую реакцию, чтобы обеспечить достаточную биосовместимость и структурную стабильность на протяжении всего срока службы материала.

Вязкоэластичность в тканях

Сами ткани на фундаментальном уровне представляют собой объединение запутанных и сшитых полимерных сетей, состоящих из коллагена, других органических соединений, обнаруженных в организме человека, и структур с длинными полимерными цепями. Степень, при которой происходит перепутывание, поведение сшивки между другими соединениями и способность взаимопроникновения избыточных полимерных сетей определяют выдающийся характер тканевой сети. Все, от макроскопических структур до механизмов на атомном уровне в ткани, таких как поведение извитости, наблюдаемое в сухожилиях, может уступить место нелинейному упругому поведению, которое может быть сильно выражено из-за межмолекулярного расположения внутри материала. Поскольку ткани гидролизуются для поддержания биологической функции, это часто влияет на их механические характеристики, поскольку часто приводит к тому, что жидкий компонент влияет на реакцию материала на деформацию. Кроме того, степень сшивки, присутствующая в отдельной сшитой коллагеновой сети, может зависеть от биологической среды указанной сшитой сети. ^[12]. Имея это в виду, зависящие от времени механические свойства тканей могут быть невероятно взаимозависимы от молекулярных взаимодействий и химической среды, в которой находится конкретная ткань. По сравнению с другими тканями суставной хрящ сам под воздействием разгрузки начинает увеличиваться в размерах, что приводит микроструктуру материала в состояние напряжения. Суставной хрящ, природный биоматериал, обычно обеспечивает мягкую основу для хвостовых частей узких костей, расположенных в синовиальных суставах, одновременно обеспечивая смазывающие свойства, которые позволяют суставам взаимодействовать без лишнего трения. Сам хрящ состоит из коллагеновых волокон внутри запутанной гелеобразной структуры. Эта тканевая структура ведет себя подобно вязкоупругому твердому телу в том смысле, что реакция на растяжение при избыточной нагрузке зависит от скорости нагрузки. Более того, когда к ткани прикладывается механическая нагрузка, жидкость вытесняется из пористых мембран биоматериала, что усугубляет остаточную деформацию, одновременно подавляя вязкий поток и уменьшая энергию в материале в целом. В целом, вязкоупругие характеристики и свойства вязкости в жидкой фазе играют роль в динамическом поведении тканей и материалов на основе тканей.

См. также

Ссылки

^ Jump up to: ^а ^б ^с ^д Катти, К.С. (2004). «Биоматериалы в тотальном эндопротезировании суставов». Коллоиды и поверхности B: Биоинтерфейсы , 39 (3), 133–142.
^ Ван, RZ, Цуй, FZ, Лу, HB, Вэнь, HB, Ма, CL и Ли, HD (1995). «Синтез нанофазного композита гидроксиапатит/коллаген». Журнал материаловедческих писем , 14(7), 490–492.
^ Jump up to: ^а ^б ^с Кокубо, Т. (ред.). (2008). Биокерамика и ее клиническое применение . Паб Вудхед. и паб Мани.
^ Фишер Х. и Маркс Р. (2002). «Вязкость разрушения стоматологической керамики: сравнение методов изгиба и вдавливания». Стоматологические материалы , 18(1), 12–19.
^ Jump up to: ^а ^б ^с ^д Чен, К., Чжу, К., и Туас, Джорджия (2012). «Прогресс и проблемы в области биоматериалов, используемых для инженерии костной ткани: биоактивные стекла и эластомерные композиты». Прогресс в области биоматериалов , 1 (1), 1–22.
^ Jump up to: ^а ^б ^с ^д ^и ^ж ^г ^час Амарал М., Лопес М.А., Сильва Р.Ф. и Сантос Дж.Д. (2002). «Путь уплотнения и механические свойства биокомпозитов Si ₃ N ₄ –биостекло». Биоматериалы , 23(3), 857–862.
^ Jump up to: ^а ^б Кокубо Т., Ким Х.М. и Кавашита М. (2003). «Новые биоактивные материалы с различными механическими свойствами». Биоматериалы , 24(13), 2161–2175.
^ Jump up to: ^а ^б ^с ^д ^и ^ж Нииноми, М. (1998). «Механические свойства биомедицинских титановых сплавов». Материаловедение и инженерия: А , 243(1), 231–236.
^ Jump up to: ^а ^б ^с ^д ^и ^ж ^г «NPTEL:: Металлургия и материаловедение – Введение в биоматериалы» . Архивировано из оригинала 30 октября 2013 г. Проверено 3 мая 2013 г.

Дальнейшее чтение

Уорд, ИМ (1983). Механические свойства твердых полимеров . Нью-Йорк: Уайли.
Сихтерц С.Дж., Ян А. и Энг, Калифорния (1999). «Анализ характера временного износа вертлужных компонентов с пористым покрытием: различие между истинным износом и так называемой приработкой». Журнал хирургии костей и суставов (американский) , 81A (6), 821–30.
Сайто М. и Марумо Ю. (2010). «Поперечные связи коллагена как фактор, определяющий качество костей: возможное объяснение хрупкости костей при старении, остеопорозе и сахарном диабете». Международный остеопороз 21(2), 195–214.
Ишим, К. Ли, В. Ли, М. В. Суэйн, Дж. Кизер (2007). «Моделирование разрушения биоматериалов». Биоматериалы 28(7). 1317–1326.
С.Х. Теох (2000). «Усталость биоматериалов: обзор». Международный журнал усталости 22 (10). 825–837.
Бхатия, СК (2010). Биоматериалы для клинического применения . Спрингер.
Хенч, LL (1993). Введение в биокерамику (Том 1). Всемирная научная.

[Katti_2004-1] Jump up to: ^а ^б ^с ^д Катти, К.С. (2004). «Биоматериалы в тотальном эндопротезировании суставов». Коллоиды и поверхности B: Биоинтерфейсы , 39 (3), 133–142.

[Wang_et_al_1995-2] Ван, RZ, Цуй, FZ, Лу, HB, Вэнь, HB, Ма, CL и Ли, HD (1995). «Синтез нанофазного композита гидроксиапатит/коллаген». Журнал материаловедческих писем , 14(7), 490–492.

[Kokubo_2008-3] Jump up to: ^а ^б ^с Кокубо, Т. (ред.). (2008). Биокерамика и ее клиническое применение . Паб Вудхед. и паб Мани.

[Fischer_Marx_2002-4] Фишер Х. и Маркс Р. (2002). «Вязкость разрушения стоматологической керамики: сравнение методов изгиба и вдавливания». Стоматологические материалы , 18(1), 12–19.

[Chen_Zhu_Thouas_2012-5] Jump up to: ^а ^б ^с ^д Чен, К., Чжу, К., и Туас, Джорджия (2012). «Прогресс и проблемы в области биоматериалов, используемых для инженерии костной ткани: биоактивные стекла и эластомерные композиты». Прогресс в области биоматериалов , 1 (1), 1–22.

[Amaral_et_al_2002-6] Jump up to: ^а ^б ^с ^д ^и ^ж ^г ^час Амарал М., Лопес М.А., Сильва Р.Ф. и Сантос Дж.Д. (2002). «Путь уплотнения и механические свойства биокомпозитов Si ₃ N ₄ –биостекло». Биоматериалы , 23(3), 857–862.

[kokubo_2003-7] Jump up to: ^а ^б Кокубо Т., Ким Х.М. и Кавашита М. (2003). «Новые биоактивные материалы с различными механическими свойствами». Биоматериалы , 24(13), 2161–2175.

[Niinomi_1998-8] Jump up to: ^а ^б ^с ^д ^и ^ж Нииноми, М. (1998). «Механические свойства биомедицинских титановых сплавов». Материаловедение и инженерия: А , 243(1), 231–236.

[NPTEL-9] Jump up to: ^а ^б ^с ^д ^и ^ж ^г «NPTEL:: Металлургия и материаловедение – Введение в биоматериалы» . Архивировано из оригинала 30 октября 2013 г. Проверено 3 мая 2013 г.

[1]

[2]

[3]

[4]

[5]

[6]

[7]

[8]

[9]