İSTANBUL TEKNİK ÜNİVERSİTESİ

METALURJİ VE MALZEME MÜHENDİSLİĞİ

MBM 514 BİYOMALZEMELER

ORTOPEDİK BİYOMALZEME

UYGULAMALARI

HAZIRLAYANLAR

506101417 MELTEM İPEKÇİ

521101002 ASUMAN KOÇ

521101020 SÜMBÜLE SAĞDİÇ

PROF.DR GÜLTEKİN GÖLLER

2010-2011 Bahar Dönemi

12.05.2011

İÇİNDEKİLER

1. GİRİŞ ................................................................................................................... 1

2. ORTOPEDİK UYGULAMALARINDA KULLLANILAN BİYOMALZEMELER .................... 3

1.4Seramik Malzemeler.....................................................................................11

1.4.1Alümina..................................................................................................11

1.4.2Kalsiyum Alüminatlar.............................................................................12

1.4.3Zirkonya.................................................................................................12

1.4.4Biyocamlar.............................................................................................12

1.4.5Kalsiyum Fosfatlar..................................................................................13

3. KEMİK YAPISI VE ORGANİZASYONU ................................................................... 17

1.6 Kemik Matriksi.............................................................................................17

1.7 Kompakt Kemik Dokusu ve Yapısı...............................................................17

1.7.2Endosteum.............................................................................................20

1.8Spongiyöz Kemik Dokusu (Trabeküllü Kemik)..............................................20

4. KIRIK MEKANİZMASI .......................................................................................... 21

1.9Uzun Kemiklerin Tamiri................................................................................21

5. ORTOPEDİK UYGULAMALAR .............................................................................. 23

6. ORTOPEDİK BİYOMALZEMELER: KLİNİK İLİŞKİLER ............................................. 35

7. ORTOPEDİK BİYOMALZEMELERDE KOROZYON ................................................. 38

8. AŞIRI DUYARLILIK ............................................................................................. 46

9. SONUÇLAR ....................................................................................................... 48

i

ŞEKİLLER

Şekil 1.1 Biyouyumlu malzeme pazarı [6]...........................................................2

Şekil 1.2 İleri ortopedik teknolojisi, implantlar ve rejeneratif ürünler [6]...............2

Şekil 2.3 THA gövdelerin, hem kısa dönem hem de uzun dönem bağlanmalarını geliştirmek amacıyla, son yıllarda kullanılmakta olan yüzey kaplamalarının örnekleri [3]..........................................................................................................10

Şekil 2.4 Kemik dokusu ve Hidroksiapatit’in yapısı [4].......................................14

Şekil 3.5 Kemik dokusundaki kanaliküller içinde osteositin yerleşimi [4].............18

Şekil 3.6 Kompakt ve spongiyöz kemiğin şematik görünümü [4].........................19

Şekil 4.7 Kırık tipleri [4]........................................................................................21

Şekil 5.8 Metalik iğne uçlarının tipleri a)troacher uç b)elmas uç [3].................25

Şekil 5.9 Kemik vidaları [3]..................................................................................25

Şekil 5.10Kırık tespiti için dinamik sıkıştırılmış plak [3]........................................26

Şekil 5.11 Kemik plakları a)dinamik sıkıştırma plağı b)hibrit sıkıştırma plağı (daha az kısmı dinamik sıkıştırma vida deliği içerir) c) rekonstrüksiyon kemik plağı(kolay eşdüzeltim) d)destek kemik plağı e) L şeklinde destek plağı f)tırnak plağı g)dinamik sıkıştırma kalça vidası [3]............................................................26

Şekil 5.12 İntermedüler iğneler (a) Gross–Kempf , (b) Uniflex (Ti alaşım), (c) Kuntscher,............................................................................................................27

Şekil 5.13 Kaval kemiği kırığının kemik içinden uygulanan intramedüler çivi ile tespiti [7]..............................................................................................................27

Şekil 5.14 Kırık femoral başın kalça çivisi ile tespiti [7]........................................27

Şekil 5.15 Dört değişik poroz yapının sem görüntüleri a)plazma spray kaplama(7), b) sinterlenmiş tel gözenek kaplama(7) ,c) sinterlenmiş bilye kaplama(20), d)Hedrocell poroz kaplama(50) [1].......................................................................28

Şekil 5.16 Artoplasti araçlarının gelişimi [5]........................................................31

Şekil 5.17 Kemik çimentosu ile sabitlenmiş kalça protezi [3]..............................31

Şekil 5.18 Modüler toplam kalça sistemi; baş, femur gövde, poroz kaplanmış proksimal çivi, poroz kaplamalı metal destek kase, UHMWPE kase, fiksasyon vidası [3]..............................................................................................................32

Şekil 5.19 Modüler endoprotez yer değişimi [3]...................................................32

ii

Şekil 5.20 Değişik çeşit diz eklemleri a) metal mafsallı, b)plastik astarla mafsallanmış , c)intremedüler sabitlenmiş yarı bağlanmış, d)yüzey yer değiştirme, e) tek kompartmanlı yer değişimi, f) iki kompartmanlı yer değişimi [3].........................................................................................................................33

Şekil 5.21 Çeşitli eklem değiştirme protezleri a)ayak bileği, b)bilye-yuva omuz eklemi, c)mafsallanmış dirsek eklemi d) kapsülle çevrili parmak eklemi [3]........34

Şekil 7.22 Osteoliz süreci. Eklem yapan yüzeylerde üretilen aşınma partikülleri kemik-implant arayüzeyine göç ederler. Makrofajlar aşınma partiküllerini fagosite ederler ve TNF-α, IL-1, PGE ve IL-6 gibi inflamatuar mediatörleri salırlar(A). Bu mediatörler ve sitokinler kemikte devamlı osteoklastik rezorpsiyonu başlatırlar(B). Periprostetik osteoliz fiksasyon kaybına ve implantta gevşemeye ve ağrıya neden olur (C) [5]............................................................................................................43

Şekil 7.23 Transmisyon (geçirimli) elektron fotomikrografları. (A) Fagosite edilmiş Ti partiküllerini içeren bir makrofaj (B) Bütünleşik Ti birikintisi tarafından kaplanmış bir endotel hücresi. Bu numuneler, posterolateral birleşme kitlesini kaplayan bir doku örneğinden elde edilmiştir (16 haftalık otograft ve Ti) (orijinal TEM büyütmesi: 20.000 x) [3]..............................................................................45

Şekil 8.24 Hücre aracılı aşırı duyarlılık [7]............................................................47

Şekil 8.25 Ertelenmiş tip aşırı duyarlılığın basamakları [7]..................................47

iii

TABLOLAR

Tablo 2.1 Ortopedide yaygın olarak kullanılan biyomalzemeler [5]........................3

Tablo 2.2 Ağırlık olarak kullanılan biyomalzemelerin mekanik özellikleri [5].........5

Tablo 2.3 Popüler Ortopedik Alaşımlarda bulunan farklı metallerin yaklaşık yüzdeleri [3]...........................................................................................................6

Tablo 2.4 İmplant malzemelerinin elektrokimyasal özellikleri (korozyon dirençleri) 0.1 M NaCl içinde, pH 7’de [3] ...............................................................................7

Tablo 2.5 HA’nın Mekanik Özellikleri [2]...............................................................14

Tablo 5.6 İç fiksasyonda biyomalzeme uygulamaları [3]......................................24

Tablo 5.7 İç fiksasyon uygulamalarının başarısızlık halleri [3]..............................24

Tablo 5.8 Toplam eklem yenilemeleri için biyomalzemeler [3].............................29

Tablo 5.9 Toplam eklem yenilemelerinin tipleri [1].............................................30

iv

1. GİRİŞ

Ortopedik biyomalzemeler hareket kabiliyetini eski haline getirmek ve yaşam kalitesini yükseltme açısından büyük bir başarıya sahiptir. Ortopedik implantlar kırık tespit ürünleri, Rekonstrüktif implantlar, rehabilitasyon ürünleri, spinal(bel kemiği) ürünler, artroskopi ürünleri, elektriksel uyarı ürünleri ve döküm ürünlerini içerebilir. Ortopedik uygulamaları daha spesifik hale getirirsek 2 grup adı altında toplayabiliriz.

1.Kırık Tespit Araçları

Spinal kırık tesbit ,

Biyomedikal tel, iğne, vida,

Yapay bağ dokusu

İntramedüler(omurilik ya da kemik iliği içinde bulunan) araçları

2. Eklem yenilemeleri

Kalça artroplastisi

Diz artroplastisi

Ayak bileği artroplastisi

Omuz artroplastisi

Dirsek artroplastisi

Kol bileği artroplastisi

Parmak artroplastisi

1.1 Ortopedik Biyomalzeme Pazarı

Ortopedik biyomalzemelerin karşı konulamaz başarısı 2002 yılındaki 1.4 milyar dolarlık satışı ile kanıtlanmaktadır ve bu rakamın yıllık olarak %7- %9 oranında büyüme hızı tahmin edilmektedir.2000 yılındaki dünya satışlarındaki 1.5 milyar dolar kırık yönetim ürünlerine, kalan yaklaşık 12 milyon dolar eklem yenilemelerine harcanmıştır.2002 yılında diz implant ürünlerinin dünyadaki satışı yaklaşık olaarak 2.5 milyon dolardır ve bu 700000 diz yenileme operasyonunu işaret etmektedir. Bu operasyonlar ilk kez eklem yenileme, yenileme için revizyon, tamir, bir önceki implant ürününü veya bileşenini arttırma prosedürlerini içerebilir. Amerika’daki revizyon prosedürleri yaklaşık olarak %60 lık bir hızlandırılmış bir hız ile büyümektedir. Kalça implant ürünlerinin2002 ‘deki global satışı yaklaşık olarak 2.5 milyar dolardır ve bu da yine 700000 kalça yenileme operasyonunu işaret etmektedir. Kalça ve diz için eklem yenileme prosedürlerinin kliniksel başarısından dolayı omuz, dirsek gibi diğer

1

eklem yenileme ürünlerine olan talep büyümeye devam etmektedir.2002 yılında yaklaşık olarak 55000 omuz ve dirsek implant prosesi yürütülmüştür.

Şekil 1.1 Biyouyumlu malzeme pazarı [6]

Biyouyumlu malzemelerle ilgili ABD pazarı 2007 için 22.2 milyar dolardır ve yıllık %6.9 bileşik büyüme hızıyla artması beklenmektedir.2012 yılınsa 30.9 milyar dolar olması beklenmektedir. Burada yapay dokular (Tissue replacements) 11.7 milyar dolarla en büyük bölümü oluşturmaktadırlar. Bu %52 demektir.2012’de 16 milyar dolar olması beklenmektedir. En küçük paya sahip olan yüzey malzemeleri 2007’de 2.6 milyar dolardır ve bunun 2012’de 3.4 olması beklenmektedir.

Şekil 1.2 İleri ortopedik teknolojisi, implantlar ve rejeneratif ürünler [6]

$

mily

on

2

İleri ortopedik teknolojisi ve ürünlerinin pazarı 2012 yılında 31.9 milyar dolar olacağı tahmin edilmektedir.

1.2 Ortopedik Biyomalzemelerin Dizaynı

Ortopedi için geliştirilen yeni biyomalzeme biyolojik ortamına karşı etki etmemeli, malzeme konakçı dokular ve sıvılar tarafından karşı şekilde etkilenmemelidir. Yeni geliştirilen biyomalzemelerle bunların etki edeceği ve yer değiştireceği dokular arasında yapı ve özellikleri arasında bir iç ilişki olmalıdır. Kalsine edilmiş dokularda şekil yapı ilişkisi tercih ettiğimiz malzemenin hangi spesifik ortopedik gereksinimi karşılayacağı ve dizaynı için bir öngörü sağlamaktadır.

2.ORTOPEDİK UYGULAMALARINDA KULLLANILAN BİYOMALZEMELER

Ortopedik biyomalzemeler genel olarak döngüsel yük dayanım uygulama malzemeleri olarak sınırlandırılabilir. Her ne kadar metaller, polimerler ve seramikler ortopedide kullanılsa bile, metaller yıllardır eşsiz bir şekilde malzemenin uygun özelliklerini örneğin yüksek sertlik, süneklik, kırılma tokluğu, sertlik, korozyon direnci şekil alabilirlik ve biyouyumluluk ki bunlar kırık tespit ve toplam eklem artroplastı için çoğu yük dayanım rolü için gereklidir, olarak sağlanmaktadır. Ortopedik implant kullanımı genel olarak 3 oprerasyon kategorisine ayrılmaktadır; üstkol, omurga ve alt bacak. Bunların her biri tipik olarak 3 genel kategoriye ayrılır; pediatrik, travma ve rekonstrüksiyon. Ortopedik biyomalzemelerin birincil özellikleri, kullanımları, kısıtlamaları bilinirse geçerli implant malzemelerinin performansını iyileştirmek için gereklidir.

Tablo 2.1 Ortopedide yaygın olarak kullanılan biyomalzemeler [5]

MALZEME ÖNCELİKLİ KULLANIM ALANI METALTi alaşımları Plakalar, vidalar, total eklem

artroplastisi(TEA)parçaları Co-Cr-Mo alaşımı TEA parçaları

Paslanmaz çelik TEA Bileşenleri, vidalar, plakalar

POLİMER Polimetilmetakrilat (PMMA) Kemik çimentosu Ultra-Yüksek Molekül Ağırlıklı Polietilen (UHMWPE)

Düşük sürtünme katsayısı gerektiren TEA’lardaki dolgular

SERAMİKAlumina (Al2O3) Aşınma direnci yüksek TEA parçaları

Zirkonya (ZrO2) Aşınma direnci yüksek TEA parçaları

3

1.3 Metalik Biyomalzemeler

İnsan vücudunun alt kısmında bulunan uzun kemiklerin ana fonksiyonu yük taşımadır, bu nedenle protez olarak–örneğin yapay kalça kemiklerinde- ilk kullanılan malzemeler metaller olmuştur. Hem paslanmaz çelik (316L) hem de Co-Cr alaşımları, bu fonksiyon için seçilen erken dönem malzemelerindendirler, çünkü diğer metallere oranla iyi korozyon dirençleri ve insan vücudu içinde makul bir yorulma ömürleri vardır. Tabi ki, direngenlikleri, rijitlikleri ve mukavemetleri kemiğinkinden oldukça fazladır. Bununla birlikte, belirli uygulamalarda, boyut kısıtlamaları ve tasarım sınırlamaları nedeniyle, daha önceki yıllarda yapılan çalışmalarda yorulma hasarları meydana gelmiştir. Örneğin, skolyoz (omurga eğriliği) hastalığında, omurga düzeltici çubuklarda yorulma hasarlarına rastlanmıştır.

Metaller, tam kalça artroplasti rahatsızlığında, merkez malzeme olarak kalmıştır. Metaller, yüksek mukavemet, süneklik, kırılma tokluğu, sertlik, korozyon direnci, şekil alabilirlik ve biyouyumluluk gibi, kırık düzeltme ve tam eklem artoplastide gerekli olan yük taşıma fonksiyonuna uygun malzeme özelliklerini sağlamaktadırlar.

İmplant alaşımları, aslen denizcilik ve havacılık için geliştirilmiştir ki bu alanlarda yüksek mukavemet ve korozyon direnci gibi mekanik özelliklerin sağlanabilmesi çok önemlidir.

Ortopedide, özellikle de tam eklem protezlerinde kullanılan üç ana metal alaşımı vardır:

1.Ti temelli alaşımlar

2.Co temelli alaşımlar

3.Paslanmaz çelikler

Bu alaşımların, mukavemet, süneklik, sertlik gibi özellikleri birbirinden farklıdır ve bu özellikleri sayesinde hangi alaşım hangi özel uygulamada yer alacak veyahut da hangisi bir implantta, bileşenlerden biri olarak kullanılacak, belirlenebilir.

Bununla birlikte, diğer özelliklerden ziyade, bu üç alaşımın yüksek korozyon dirençleri yük taşıyıcı implant malzemeleri olarak geniş çaplı kullanımlarına neden olmuştur. Bu metallerin malzeme özelliklerinin iyi olması, metalik bağlarının, molüker mikroyapılarının ve element bileşimlerinin mükemmel olmasından kaynaklanır.

1.3.1 Paslanmaz çelikler

Paslanmaz çelikler, 1926’dan başlayarak, ortopedide kullanılan ilk metaller olmuşlardır. Bununla birlikte, ASTM 304, 1943’te, paslanmaz çeliği standart implant alaşım malzemesi olarak önerene kadar, güvenilir implant alaşımları olarak kabul görmediler.

Tüm çelikler demir ve karbon içerir, genel olarak Krom (Cr), Nikel (Ni) , Molibden (Mo) de içerebilir. Eser element olarak ise, Manganez (Mn) , Fosfor (P), Sülfür ve Silikon (Si) da

4

bulunabilir. Karbon (C) ve diğer alaşım elementleri, çeliğin mikroyapısında değişiklikler yaparak, mekanik özelliklerini etkilerler.

Ortopedik uygulamalarda yaygın olarak 316VL olarak kullanılır, (American Society for testing and materials için F318, ASTM için F318; diğerleri ise F139, F899, F1586, F621 vb içerir) 316, malzemenin ostenitik olduğunu; L, düşük C içeriğini; V ise, ne kadar vakum altında biçimlendirildiğini belirtir. C içeriği, tane sınırlarında Karbür (Krom-Karbon) birikmesini önlemek amacıyla düşük miktarda tutulmalıdır, aksi takdirde malzeme gevrekleşir.

Paslanmaz çeliklerin mekanik özellikleri, diğer implant alaşımlarına göre daha düşük olsa da (mukavemet ve korozyon direnci daha düşüktür.), diğer implant metallerine göre çok daha yüksek bir süneklik gösterir, öyle ki diğer implant metalleriyle karşılaştırıldığında, kırılmadaki yüzde uzama miktarının 3 kat daha fazla olduğu görülür. Bu yönden bakıldığında, paslanmaz çelikler, tam diz artroplastide, kablo sabitleme bileşeni olarak günümüzde de yoğun biçimde kullanılmaya devam etmektedir ve bu açıdan, Ti ve Co alaşımlarına ucuz bir alternatiftir.

Tablo 2.2 Ağırlık olarak kullanılan biyomalzemelerin mekanik özellikleri [5]

Ortopedik

Biyomalzeme

ASTM Elastik modulü(GPa)

Akma Mukavemeti (MPa)

Yorulma Mukavemeti (MPa

Sertlik (HVN)

Kopma anında yüzde uzama

Polimerler

UHMWPE 0,5-1,3 20-30 13-20 60-90 130-500

PMMA 1,8-3,3 35-70 19-39 100-200 2,5-6

Seramikler

Al2o3 366 - - 20-30 -

ZrO2 201 - - 12 -

Metaller

Paslanmaz çelik

ASTM F138

190 792 241-820 130-180 43-45

Co-Cr alaşımı

ASTM F75

210-253 448-841 207-950 300-400 4-14

ASTM F90

210 448-1606 586-1220 300-400 10-22

ASTM F562

200-230 300-2000 340-520 8-50 10-40

ASTM 1537

200-300 960 200-300 41 20

Ti alaşımları

CPTi ASTM F67

110 485 300 120-200 14-18

5

Ti-6Al-4V ASTM 136

116 897-1034 620-889 310 8

1.3.2 Kobalt-krom alaşımları

Kullanımda olan pek çok Co-Cr alaşımından, an itibariyle sadece iki tanesi ağırlıklı olarak implant alaşımı olarak kullanılmaktadır (tablo 3) Bunlar, CoCrMo (ASTM F–75 ve F–76 olarak tasarlanırlar.) ve CoNiCrMo’dur (ASTM F–562 olarak tasarlanırlar.) İmplant olarak kullanımı onaylanmış diğer Co alaşımları ise, Tungsten (W) içerenleri (CoCrNiW, ASTM F–90) ve demir (Fe) içerenleridir (CoNiCrMoWFe, ASTM F–563). Co–Ni–Cr–Mo alaşımları, yüksek miktarda Ni (%25–37) içerir, böylece korozyon direnci arttırılır, bununla birlikte, vücuda salınan Ni, olası zehirlenme ve/veya bağışıklık sistemine bağlı tepkilere neden olabilir. Co-Ni-Cr alaşımlarından salınan Ni’nin biyolojik reaktivitesi sabit koşullar altında endişe sebebidir ve Co-Ni-Cr alaşımlarının kötü sürtünme (aşınma) özellikleri mafsal parçası olarak kullanılmalarına uygun değildir. Bu nedenle, tam eklem bileşenleri için baskın olarak kullanılan implant alaşımı CoCrMo (ASTM F–75) dir.

Tablo 2.3 Popüler Ortopedik Alaşımlarda bulunan farklı metallerin yaklaşık yüzdeleri [3]

Alaşım Ni N Co Cr Ti Mo Al Fe Mn Cu W C Si V

Paslanmaz Çelik

10-15,5

<0,5

- 17-19

- 2-4 - 61-68

- <0,5

<2 <0,06

<1 -

Co-Cr-Mo

alaşımları

ASTM F75 <2 - 61-66

27-30

- 4,5-7,0

- <1,5 <1 - - <0,35

<1 -

ASTM F90 9-11 - 46-51

19-20

- - - <3 <2,5

- 14-16

<0,15

<1 -

ASTM F562 33-37

- 35 19-21

<1 9-11 - <1 <0,15

- - - <0,15

-

Ti alaşımları

CPTi(ASTM F67)

- - - - 99 - - 0,2-0,5

- - - <0,1

- -

Ti-6Al-4V - - - - 89-91

- 5,5-6,5

- - - - <0,08

- 3,5-4,5

45TiNi 55 - - - - 45 - - - - - - - -

Zr alaşımı

(%95 Zr, %5 Nb)

- - - - - - - - - - - - - -

6

1.3.3 Ti alaşımları

Ti alaşımları, 1940’lı yılların ortalarında havacılık endüstrisi için geliştirimiştir, ortopedideki ilk kullanımı da aynı yıllarda olmuştur. İki adet İkinci Dünya Savaşı sonrası alaşımı olan, ticari saflıktaki Ti (commercially pure Titanium - CPTi) ve Ti-6Al-4V alaşımları, günümüzde de implantlarda en çok kullanılan iki titanyum alaşımı olarak yer etmiştir. Ticari saflıktaki Ti (CPTi, ASTM F67) %98–99,6 saflıktaki Ti’dur. CPTi, en yaygın olarak dental (diş hekimliği) uygulamalarında kullanılmasına rağmen, CPTi üzerinde oluşan oksit filmin sabitliği (ve bu nedenle yüksek korozyon direncine sahip olması ve görece yüksek sünekliği (örneğin, soğuk işlemle şekillendirilebilmesi), Tİ-6Al-4V ile karşılaştırıldığında, CPTi’nin, TJA bileşenlerinde poroz kaplama olarak (örneğin, fiber metal olarak) kullanılmasına neden olmuştur.

Tablo 2.4 İmplant malzemelerinin elektrokimyasal özellikleri (korozyon dirençleri) 0.1 M NaCl içinde, pH 7’de [3]

Alaşım ASTM Yoğunluk(g/cm3)

Korozyon potansiyeli (mV)

Pasif akım yoğunluğu(mA/cm2)

Durdurma Potansiyeli (mV)

Paslanmaz çelik

ASTM F138

8,0 -400 0,56 200-770

Co-Cr-Mo alaşımları

ASTM F75

8,3 -390 1,36 420

Ti alaşımları

CPTi ASTM F67

4,5 -90 -630 0,72-9,0 >2000

Ti-6Al-4V ASTM 136

4,43 -180 -510 0,9-2,0 >1500

Ti5Al2.5Fe - 4,45 -530 0,68 >1500

Ni45Ti - 6,4-6,5 -430 0,44 890

Genel olarak, eklem protez bileşenleri (örneğin, TJA gövdeleri) , CPTi’dan ziyade, Ti-6Al-4V (ASTM F-316)’dan imal edilirler, çünkü Tİ-6Al-4V’un mekanik özellikleri , CPTi’ye göre daha üstündür.

Ti alaşımları, özellikle THA (TOTAL HIP ARTHROPLASTY) için iyidir, çünkü korozyon dirençleri, paslanmaz çelikler ve Co-Cr-Mo alaşımları ile karşılaştırıldığında daha yüksektir. Bir pasif oksit filmi (ilk olarak oluşan TiO2) hem Ti-6Al-4V hem de CPTi alaşımlarını korur. Genel olarak, Ti-6Al-4V’ün mekanik özellikleri, paslanmaz çelikten üstündür, ancak eğilme esnemezliği, paslanmaz çelik ve Co-Cr-Mo alaşımlarından düşükür. Ti alaşımlarının burulmazlığı (burulma sağlamlığı/sertliği) ve eksenel rijitliği (bükülmezliği) (modülü) kemiğinkine yakındır ve teorik olarak Co alaşımlarına ve paslanmaz çeliklere göre daha düşük gerilme yoğunlaşmasına neden olur. Bununla birlikte, Ti alaşımları, özellikle şekil

7

faktörüne karşı hassastır, özellikle de çentik hassaslığı vardır. Bu da, bileşen içindeki çatlak ilerlemesine karşı malzemenin hassasiyetinin arttırarak, bileşenin etken mukavemetini

düşürür. Bu nedenle, Ti alaşımından oluşan bileşenler için, hem üretim hem de tasarım geometrisine dikkat edilmedir.

Bir ihtimal, Ti alaşımlarının en büyük dezavantajı, Co-Cr-Mo alaşımlarına göre daha yumuşak olmaları ve daha düşük aşınma ve sürtünme özelliklerinin olmasıdır. Ti-6Al-4 V alaşımları, Co–Cr–Mo alaşımlarına göre %15 daha yumuşaktır ve bu da, Co–Cr–Mo’e oranla, artikülasyonun (eklemleme) gerektiği uygulamalarda, çok daha fazla aşınmasına neden olmaktadır. Bu tip uygulamalara TKA (total knee arthroplasty) ya a THA (total hip artrhoplasty) femoral başları örnek olarak verilebilir. Bu nedenle, Ti alaşımları, nadiren, aşınmaya karşın sertlik ya da direncin öncelikli olduğu durumlarda kullanılır.

1.3.4 Yeni alaşımlar ve kaplamalar

Şu anda, gelişkin biyoyumluluğa ve mekanik özelliklere sahip yeni THA metal alaşımlarının geliştirilmesi için devam eden çalışmalar vardır. Ti alaşımlarının, Co-Cr-Mo alaşımların veya paslanmaz çeliklerin özel bir uygulamada kullanımı genellikle, istenen bir özelliği kazanabilmek için, başka bir özellikten feragat etmeyi içermektedir. Örnek olarak, sertliğin (aşınma direncinin) sağlanabilmesi için, kimyasal inertlikten fedakarlık edilebilir, burada, TJA’larda kullanılan Co-Cr-Mo’in yük taşıma yüzeyinde, Ti alaşımı kullanılması örnek verilebilir, ya da kemik dikleştirme kablolarında, Ti ve Co-Cr-Mo alaşımları yerine, paslanmaz çelik kullanılarak, süneklik sağlanabilmesi için, mukavemetten ödün verilir. Her ne kadar, tüm alaşımlar “yeni” olduklarını iddia etseler de, aslında bu alaşımlar, implant için kullanılan bu üç metal alaşımının sadece çeşitli varyasyonlarıdırlar. Bu geliştirilmiş alaşımlara genellikle düşük miktarda yeni elementler eklenir, böylece ASTM ve FDA onaylı alaşımların kompozisyonlarına herhangi bir etkileri olmadan implantlar üretilebilir ve bu durumda, ilgili denetleyici kurumlar da implantların malzemelerinin onaylanması konusunda sorun yaşamazlarBu yeni alaşımlar da dört kategori altında toplanır: 1.Ti alaşımları2.Co alaşımları3.Paslanmaz çelikler

Yeni Ti alaşımları

Yeni bir grup Ti alaşımında, ortopedik bileşenler için, %10’dan fazla konsantrasyondaki Mo kullanımını öne sürmüştür. Mo eklenmesi ile, oda sıcaklığında BCC (beta) fazı sabitlenir, böylece Ti alaşımları beta fazını sürdürebilir. Bu alaşımlar, beta Ti alaşımları olarak adlandırılırlar. Bu beta Ti alaşımları, modüllerde %20 daha düşük değerleri garantiler ki bu düşük modüller, kemiğinkine yakın değerlere sahiptir ve bu nedenle, tipik Ti-6Al-4V’un diğer mekanik özelliklerine ek olarak, daha iyi şekil alabilirlik sağlarlar.

Geleneksel Ti-6Al-4V alaşımlarının geliştirilmesi için gerçekleştirilen diğer girişimler ise, görece zehirli bir metal olan Vanadyum yerine, daha az zehirleyici olan metallerin eklenmesi

8

ile biyouyumluluk ve mekanik özellikleri geliştirme araştırmalarıdır. İki Ti alaşımı, Ti5Al2.5Fe ve Ti6Al17Nb’da, V yerine Fe ve Nb kullanılmıştır. Bu alaşımların özellikleri, geleneksel Ti-6Al-4V’kine benzerdir, ama daha yüksek yorulma direnci ve daha düşük modülleri vardır ve bu nedenle, kemikten implanta olan yük transferini arttırırlar.

Yeni Co alaşımları

Bazı yeni Co alaşımları, bileşim söz konusu olduğunda, geleneksel alaşımlarla aynıdır, ancak implant malzemesinin mikroyapısını kontrol eden yeni malzeme işleme teknikleri kullanılarak, mekanik özellikler geliştirilir. Buna örnek olarak, yakın zamanda patenti alınan TJA-1537 verilebilir. TJA-1537, bileşim (kompozisyon) olarak ASTM F-75’in aynısı olsa da, karbürü, nitrürü ve ikincil faz partikülleri, Allegheny Teknolojisi ile giderilerek, aşınma direncini ve yorulma dayanımını arttırılmıştır. Bu partiküller, normalde, standart bir F75 CoCrMo alaşımının tane sınırlarında oluşurlar, aşınma ve yorulma direncini düşürecek şekilde davranırlar.

Geliştirilmekte olan diğer yeni Co alaşımlarının ortopedide kullanımı için ise, Ni’i ortadan kaldırarak biyouyumluluğu arttırmak ve C içeriğini düşürüp, tane sınırlarında karbür çökelmesini engelleyerek, mekanik özellikleri geliştirmek için araştırmalar yapılmaktadır.

Yeni paslanmaz çelikler

Ti ve Co-Cr-Mo alaşımları ile karşılaştırıldığında, paslanmaz çeliklerin düşük korozyon dirençleri ve biyouyumlulukları vardır, bu durum, daha üstün paslanmaz çelikleri geliştirmek teşvik yaratmaktadır.

BioDur 108 (Carpenter Technology Corp.) gibi yeni alaşımlar, esasen Nikel’siz östenitik paslanmaz alaşımlar ile korozyon problemlerini çözme girişimindedirler. Bu çelikler yüksek Nitrojen içeriğine sahiptirler, bu sayede östenitik yapıyı koruyabilir ve Nikel içeren alaşımlara göre (örneğin 316L) daha yüksek çekme akma mukavemeti değerlerine, daha yüksek yorulma mukavemetine ve daha yüksek pitting (oyuklanma) ve crevice (gerilmeli/çatlaklı) korozyon direncine sahip olurlar.

1.3.5 Yüzeyler ve kaplamalar

Şu anki yüzey kaplama çeşitleri, implantların, kısa ya da uzun dönem performanslarını arttırmak için kullanılmaktadırlar. Bunlar, kemiğin içe doğru büyümesini teşvik etmekte ve dokulara bağlanmayı arttırmaktadırlar. Bu farklı yüzeyler, pürüzlü Ti’u, Co-Cr’dan üretilen poroz kaplamaları ya da Titanyum boncukları, Titanyum tel örgüleri (fiber örgü), plazma sprey ile üretilmiş Titanyum’u ve biyoaktif metal dışı malzemeleri (Hidroksiapatit ya da diğer Kalsiyum Fosfat kompozisyonları gibi) içerir.

9

Şekil 2.3 THA gövdelerin, hem kısa dönem hem de uzun dönem bağlanmalarını geliştirmek amacıyla, son yıllarda kullanılmakta olan yüzey kaplamalarının örnekleri [3]

Co-Cr Alaşımından THA femoral gövdesi, yük taşıma bölgesi Co-Cr boncuklanmış yüzeyli

Ti Alaşımından THA gövdesi üzerine saf Titanyum fiber metal kaplama

Ti alaşımından gövdenin üzerindeki plazma sprey Ti yüzeyi

Pürüzlü Ti alaşımından THA gövde üzerine hidroksiapatit kaplama

10

Günümüzde, kemik iletken (osteokondükfit) ve kemikyalıtkan (osteoindüktif) büyüme faktörleri (örneğin dönüştürücü büyüme faktörü beta (TGF beta) gibi) , ortopedik implantların bağlanmalarını arttırmak için, osteojenik (kemik yapıcı) yüzey kaplama işlemleri olarak kullanılmak amacıyla geliştirilmektedir.

Yeni zirkonyum ve tantal alaşımları

Zirkonyum ve tatal nispeten kimyasal kararlılığından dolayı refrakter metaller olarak karakterize edilirler ve ergime noktaları da yüksektir. Yüksek kimyasal kararlılık, yüksek mukavemet, yüksek aşınma direncinden dolayı zirkonyum alaşımları ortopedik biyomalzeme olarak popülaritesi artmıştır. Yüzeyindeki oksit tabakasının kararlılığından dolayı Zr ve Ta yüksek korozyon direncine sahiptir. Korozyon her zaman olmasa da genellikle biyouyumluk ile ilişkilendirilir. Daha kararlı metal oksitler kimyasal olarak daha az aktiftirler veya iyolojik olarak kullanışlıdırlar. Bu gelişen biyouyumluluk nispeten kalın bir oksit tabakası (5µm)ile elde edilir. Bu yeteneği seramik benzer malzemelerde malzemedeki özellikleri genişletilebilir. Oksijen zenginleştirmesi ile elde edilen yeni implant bileşenleri bu yöntemle üretilirler.(örneğin okside zirkonyum TKAfemur bileşenleri) Her ne kadar yeni zirkonyum alaşımları yüksek seviye sertlik(12 Gpa) ve aşınma direncine sahipler ki bu onları yüzey aşınmalı uygulamalara iui uyum sağlamasını sağlar ama üretimleri pahalıdır. Özel durumlarda metal alerjisinde veya metal aşırı duyarlılığında tercih edilir.

1.4 Seramik Malzemeler

Seramiklerin insan yaşamında yarattığı büyük bir devrim, geçtiğimiz 40 yılda vücudun zarar gören veya işlevini yitiren parçaların tamiri, yeniden yapılandırılması ya da yerini alması için özel tasarımlı seramiklerin geliştirilmesi ve kullanılmasıyla gerçekleşmiştir. Bu amaçla kullanılan seramikler, “biyoseramikler” olarak adlandırılmaktadır. Biyoseramikler, polikristalin yapılı seramik (alümina ve hidroksiapatit), biyoaktif cam, biyoaktif cam seramikler veya biyoaktif kompozitler (polietilen–hidroksiapatit) şeklinde hazırlanabilmektedir. İnorganik malzemelerin önemli bir grubunu oluşturan bu malzemeler, sağlık sektöründe çok çeşitli uygulamalarda kullanılmaktadırlar. Örneğin, gözlük camları, teşhis cihazları, termometreler, doku kültür kapları, endoskopide kullanılan fiber optikler, bunlar arasında sayılabilir.

1.4.1 Alümina

Alumina (aluminyum oksit-Al2O3) çok sert bir malzemedir, termal ve kimyasal olarak kararlıdır. Kristalin Alumina birçok seramiğe nazaran daha dayanımlıdır fakat kırılgandır. Dayanımı, aşınma direnci, kimyasal kararlılığı dişçilik ve kemik implant/protez uygulamaları için idealdir. Alumina parçalar; alumina tozların organik bağlayıcı ile karıştırılması ve daha sonra preslenip sinterlenmesi ile imal edilebilir. Saf alumina yaklaşık 1900oC kadar yüksek derecelerde sinterlenebilirken alkali (sodyum veya potasyum) oksit gibi katışkılarla daha

11

düşük sıcaklıklarda sinterlenmesi mümkün olabilmektedir. Ancak aluminanın dayanımı ve kimyasal özellikleri bu katkılardan etkilenmektedir. Bu malzemelerin biyouyumluluğunun tespiti konusunda yapılan araştırmalarda, bu yüzeylerinde yine lifli yapı oluşumuna rastlanılmıştır. Yani kemikle yüzey arasında kimyasal bağ oluşumu gerçekleşmemiştir. Ancak kemikle arasında mekanik bir kilitlenme oluşturulabilirse implant rigit bir şekilde takıldığı yerde kalabilir ki bu yüzey porozların yine 100μm ve üstü şeklinde olmasıyla temin edilebilecektir

1.4.2 Kalsiyum Alüminatlar

Kalsiyum oksit ve aluminanın 1450oC de reaksiyonu sonucu oluşur. Poroz (iç boşluklu) formda imal etmek için kalsiyum karbonat alumina ile karıştırılır yine aynı sıcaklıklarda sinterlenir. Kalsiyum karbonat, kalsiyum oksite dönüşür ve alumina ile reaksiyona girer ve 20–100μm iç boşluklara sahip bir yapı oluşturur. Başlangıç malzemelerinin oranına bağlı olarak, yapısı içinde iki tür kalsiyum alumina fazı bulunabilir; CaO.Al2O3 ve 3CaO.Al2O3.

Biyo uygulamalarda bu malzemeler çözünebilir malzemeler olarak kabul edilirler dolayısıyla kemik dolgu malzemesi uygulamalarında kullanılabilmektedirler. Ancak bazı araştırmalarda malzeme çevresinde 50μm kalınlığında fibröz –lifli– yapı oluşumu gözlenmiştir. Bu nedenle bu malzemeden imal edilen implantın yüzeyinde 100μm üzerinde porozlar bulunması, böylece kemiğin bu boşluklara büyüyerek mekanik kilitlenme oluşturması ön görülmüştür. Eğer boşluklar 150μm nin üzerinde ise bu boşluklarda kemik hücresi olan osteonların oluşumu da gözlenmiştir

1.4.3 Zirkonya

Zirlonya (Zirkoyum Oksit-ZrO2), kimyasal ve boyutsal kararlılığı, yüksek dayanımı ve tokluğu ve elastiklik mertebeleri göz önüne alındığında, mekanik özellikleri açısında paslanmaz çeliğe yakın bir konumda yeralır ancak setlik ve aşınma dayanımı açısında daha iyi bir performans gösterir. Biyomalzeme olarak ilk kullanımı 1960 ların sonlarında olmuştur. Bu uygulamalarda zirkonya seramikleri arasında özellikle yitriya (yttriyum oksit-Y2O3) stabilize edilmiş tetragonal zirkonya tercih edilmektedir. Mekanik özellikleri açısında kalça eklemi protez sisteminde küre malzemesi olarak kullanılmaktadır ki 2000 yılı itibariyle kullanılan 300.000 adet küreden sadece 2 tanesinde hasar oluşumu rapor edilmiştir. Bu malzemelerin üzerinde gerçekleştirilen biyouygunluk testlerinde, herhangi toksik veya kanserojen reaksiyona rastlanmamamıştır, bu nedenle biyoinert malzemeler olarak kabul edilmektedirler

1.4.4 Biyocamlar

Ticari olarak çeşitli kompozisyonlarda biyocamlara rastlamak mümkündür. İmplant malzemesi olarak kullanılan kompozisyonlardan biri; % 45 SiO2, % 25 Na2O, % 24 CaO ve

12

% 6 P2O5 (oranlar ağırlık değerlerinde) verilebilir. Bu kompozisyon için erime sıcaklığı yaklaşık 1300C dir. Daha sonra lif, tüp, boru, tabaka vs. gibi çeşitli formlarda üretmek mümkündür. Kemik biyocamla kimyasal bağ oluşturma eğilimindedir. Vücut sıvısı içerisinde biyocam yüzeyinden önce alkali kısım çözünür ve kalsiyum, fosfor ve sodyum salınımı gerçekleşir. Bu salınan malzeme vücut sıvısı ile karışarak implant yüzeyinde bir ara tabaka oluşturur. Bu tabaka kemik büyümesi için ideal bir yapıya sahiptir. İmplantasyon sonrası implant yüzeyinde kemik minerallerinin çökelmesiyle oluşan kalsiyum fosfat kristalleri bu ara yüzey tabakası vasıtasıyla cam yüzeyine kimyasal olarak bağlanır. Bu nedenle bu malzemeler biyoaktif malzemeler olarak kabul edilir

1.4.5 Kalsiyum Fosfatlar

Sentetik kalsiyum fosfatlar, kemik içerisinde bulunan mineralle yapı ve kompozisyon açısından çok benzerdir veya bazı durumlarda aynıdır. İmplant ve protez imalinde biyo uygunluğun önemi anlaşıldıkça, bu malzemelerin değerleri daha da artmış, bu nedenle bir çok bilimsel çalışmalara konu olmuşlardır Kalsiyum fosfat malzemelerin, gerek deneysel gerekse gerçek uygulamalardaki uzun dönem kararlılığı, yapısı içerisindeki kalsiyum fosfat fazlarının türüne bağlıdır. Alfa/beta tri-kalsiyum fosfat, tetra-kalsiyum fosfat, okta-kalsiyum fosfat gibi birçok farklı fazların arasında, %100 saf, kristalin hidroksilapatitin Ca10(PO4)6(OH)2, en az çözünürlüğe, en fazla kararlılığa ve en yüksek dayanıma sahip olan kalsiyum fosfat fazı olduğu saptanmıştır. Diğer kalsiyum fosfatlar (özellikle trikalsiyum fosfat) gerek yekpare gerekse kaplama malzemesi olsun, hücre içi ve hücre dışı sıvısının asitik etkisiyle zamanla çözünebilmektedirler. Bu durum implantın tasarım fonksiyonuna bağlı olarak tercih edilebilir veya istenmeyebilir. Örneğin, kaplama, kalsiyum fosfat parçacıklarının yüzeyden kopmasıyla zaman içinde yok olmakta ve kemik-implant ara yüzeyinde ayrılmalara neden olabilmektedir. Parametrelerin iyi tespit edilmesiyle ise kaplama hacmine zamanla kemik büyümesi sağlanabilmektedir. Yani, kemik dolgu malzemesi uygulamalarında kalsiyum fosfat implantın zamanla çözünmesi ve boşalttığı hacme yeni kemiğin büyümesi istenmektedir. Hidroksilapatit implant uygulamalarda, kemik oluşturan hücreler (osteoblast) hidroksilapatit yüzey üzerine yapışmakta ve bunu takiben kallojen ve kemik mineralleri direk olarak yüzeyde büyümektedir, yani kemik/implant arasında kimyasal bir bağ oluşmakta, bu nedenle kemiğin iyileşme süresini kısaltmakta ve sağlam bir kemik/implant ara yüzeyi meydana gelmektedir. Vücuda yabancı bir reaksiyon (foreign body reaction) veya implant çevresinde diğer malzemelerin aksine ince de olsa lifli doku oluşmamaktadır, implant çevresinde bağışıklık sistemine ait hücreler (makrofajlar) görülmemektedir Şu an implant ve protez endüstrisinde, ticari manada, aktif olarak kullanılmaktadırlar. Ne var ki bu malzemelerin dayanımlarının nispeten düşük olması, yük taşıyan implant\protez tasarımlarında metal implantlar üzerine kaplama malzemesi olarak kullanılmalarını gerektirir Ayrıca, fazla dayanım gerektirmeyen kemik dolgu malzemesi uygulamalarında da oldukça yaygın şekilde tercih edilirler.

1.4.6 Hidroksiapatit yapısı ve özellikleri

13

İnsan vücudunda birçok değişik kalsine edilmiş doku var ve birçok değişik yolla kategorize edilir. Bütün kalsine edilmiş dokular temelde bir şeye sahiptir ve bu başlıca protein bileşenine ilave olarak kollojen ve küçük miktarda diğer organik fazlardır. Bütün bunlar inorganik bir hidroksi apatitte bulunmaktadır. İnsan kemiklerinin kortikal ve trabekuler kısımlarının matrisleri iki fazdan oluşmaktadır: Kalsiyum HA ve Trikalsiyum fosfat (TCP:Ca3(PO4)2). Asıl faz olan doğal kalsiyum HA, kortikal kemiklerde %50’den az olmamak üzere gözenekli bir yapı oluşturur. Diğer yandan, trabekuler kemikler ise %75’in üzerinde gözeneklilikte bir kafese sahiptirler. İnsan kemiklerindeki gözeneklerin boyutları, 100 ile 500 μm aralığında değişmekte ve doğal kemik iliği ile doldurulmuşlardır. Kemikler, dentin, diş minesi, HA, protein, diğer organik maddeler ve su içeren doğal kompozitlerdir. Diş minesi, bu dokular arasında en çok mineral içeren ve en sert dokudur. Kemik dokusunun mukavemeti, bütün bileşenlerinin ayrı ayrı mukavemetlerinden daha büyüktür. Kemik yapısındaki kallojen, esnek yapısıyla, HA’nın gevrek kırılmasını önlerken, HA, sertliğiyle kallojenin plastik deformasyon bölgesine girmesini engeller. Doğal kemik dokusu ile HA'nın yapısı arasındaki benzerlik Şekil 2.4’de verilen SEM görüntülerinden de anlaşılmaktadır [4].

a)Kemik b) HA

Şekil 2.4 Kemik dokusu ve Hidroksiapatit’in yapısı [4]

Tablo 2.5 HA’nın Mekanik Özellikleri [2]

Elastisite modulu (GPa) 4.0–117

Basma mukavemeti (MPa) 294

Eğilme mukavemeti (MPa) 147

Sertlik (Vickers, GPa) 3.43

Poisson oranı 0.27

Yoğunluk (teorik, g/cm3 ) 3.16

Uzun kemikler örneğin tibia ve femurun bu iki başlıca bileşeninin organizasyonunu anlayabilmek kemik yapısının karakterizasyonu için bir başlangıç aşamasıdır. Kompakt kortical kemiklerin yapısı 4 seviye organizasyon ile muamele edilmeye uygundur. Kollogen 3’lü sarmal yapının ve hidroksiapatitin kristalografisi ilk seviye

14

organizasyonudur.Hidroksiapatit hekzagonel birim hücreden oluşmaktadır ve uzay grup

simetrisi P63/m ve kafes sabitleri a=9.880 ,c=6.418 ‘dır.Her birim hücrede iki tane

hidroksiapatit molekülü bulunmaktadır.İkinci veya ultrastrüktür seviyesi geçirimli elektron mikroskobu veya yüksek büyütme güçlü taramalı elektron mikroskobu ile gözlemlenir. Gene burada da kollojen ve hidroksiapatit yapısına tam olarak ulaşamayız. Görülüyor ki hidroksiapatit kollojende fibrillerin içinde veya gömülmüş olarak bulunmaktadır. Üçüncü veya mikro yapısal organizasyon seviyesi, fibril kompozitlerinin daha büyük yapı olan fiberleri veya fiber destelerini oluşturmasıdır. Sonrasında bunlar laminar tip birimlere paketlenir ve bunlar hem taramalı elektron mikroskobu hem de optik mikroskop ile gözlemlenir. Bu seviye kemiğin makroskopik özelliklerini anlamamızı sağlar. Bu düz laminar birimler laminar kemikleri oluşturur ve seviyeler tamamlanır.

Ortopedik biyomalzemelerle biyouyumluluk ilgili güncel klinic sorunlarla ilişkilendirilebilir. Bu da bozunma ürünlerine odaklanmaktadır ve dört basit soruya bölünebilir.

1.İmplanttan ne kadar malzeme çözülmektedir?

2.Malzeme nereye, ne miktarda taşınmaktadır?

3.Salınan bozunma ürünlerinin kimyasal yapısı nedir?

4.Patofizyolojik etkilenmeler ve bu bozunmaların sonuçları nelerdir?

1.5 Polimerler

Ortopedik uygulamalarda kullanılan polimerler genellikle eklem yenileme uygulamalarında eklemlerin birleştirildiği bölgelerde ve implant ile kemiğin birbiri ile temas halinde bulunduğu bölgelerde, implant ile kemik dokusu arasında ara yer olarak kullanılırlar. Eklemler ile metaller gibi implantların birleştirildiği bölgelerde kullanılan polimerler, düşük sürtünme katsayısına ve düşük aşınma oranına sahip olmalıdır. John Charnley, kalça eklem üzerine yaptığı plastik ameliyatlarında Teflon’u kalça kemiğindeki eklem çukurunda kullandı fakat kullandığı implant malzemenin yüksek sürünme özelliğine sahip olması John Charnley’in teflon malzemeden vazgeçip, yüksek molekül ağırlıklı polietileni tercih etmesine neden oldu. Onun bu tercihi, ortopedik uygulamalarda kullanılan malzemelerin hem etrafındaki doku ve implantlara zarar vermemesi hem de kendisinin zarar görmemesi durumunda ideal bir biyomalzeme olacağı gerçeğini bir kez daha ortaya koydu. İmplant ve kemik dokusu arasında kullanılan polimer, uygun mekanik özellikleri gösterdiği takdirde, kalıp haline getirilebilir ve vücut içinde kullanılabilir. Yine Charnley tarafından ortopedik uygulamaya geçirilmiş bir başka polimer olan polimetilmetakrilat (PMMA), dişçilik alanında yaygın olarak kullanılan bir biyopolimerdi. Charnley, polimetil metakrilatı, implant ve kemiğe etkiyen yükü eşit olarak dağıtmak amacıyla bir dolgu malzemesi olarak kullandı. Polimetilmetakrilat kullanılarak yüksek elastisite modülüne sahip implant malzemelerin, düşük elastisite modülüne sahip kemik ile kayma yoğunlaşması meydana gelen uyumlu bir implant malzeme tasarlama fikri, diğer polimerlerin de ortopedik uygulamalarda kullanılabilme düşüncesini beraberinde getirdi. İmplantın üzerine polimer ile gözenekli bir kaplama yapıldığında, gözeneklerin içinde yumuşak doku büyümesinin meydana gelmesi, implantın doku ile uyumluluğunu

15

arttırmaktadır. Bu amaçla polisülfon gibi polimerik malzemeler kemik ile implantın birbirine bağlanması amacıyla geliştirilmeye başlandı. Bütün bunlara rağmen, PMMA ortopedik uygulamalarda tercih edilen malzeme olmaya devam etti. Bunun nedeni ise, klinik uygulamalarda sürünmeye karşı direnç gösteren ve yüksek akma mukavemetine sahip polimerik malzemelerin daha başarılı olmasıdır. Bununla beraber yüksek akma mukavemetine sahip malzemeler plastik deformasyona karşı daha dirençlidir. Sonuç olarak, ortopedik uygulamalarda kullanılan biyopolimerlerin seçiminde göz önünde bulundurulması gereken temel özellikler akma mukavemeti, sürünme dayanımı ve aşınma hızıdır. Polimerlerde bu tür mekanik özellikler, polimerlerin zincir uzunluğu, molekül ağırlığı ve zincirlerin lineer ya da dallanmış yapıda olması ile yakından ilişkilidir. Polimerlere ait bu özellikler ayarlanarak, polimerlerde istenilen mekanik özellikler sağlanabilir.

Ortopedik uygulamalarda yaygın olarak kullanılan polimerlerden biri ise çapraz bağlı, yüksek molekül ağırlığına sahip polietilenlerdir. Bu tür polietilenler, düşük sürtünme oranlarına sahip olmaları ve yük taşımaya dayanıklı olmalarından dolayı ortopedik uygulamalarda tercih sebebidirler. Polietilenler genel olarak üç değişik durumda bulunabilirler: düşük yoğunluklu, yüksek yoğunluklu ve UHMWPE. Lineer zincirlerin fazla olması polietilenin kristalinitesini arttıracağından, ortopedik uygulamalar için mekanik olarak daha dayanıklı polimer elde edilmesini sağlar. Bununla beraber zincirlerin lineer olması, elde edilen polimerin sünekliğinde ve kırılma tokluğunda azalmaya neden olur. Ortopedik uygulamalarda kullanılan polimerler ile ilgili en önemli problemlerden biri, polimerin metal etkisi ile aşınması sonucunda polimer parçacıklarının polimer yüzeyinden ayrılarak çevre dokulara yayılmasıdır. Örneğin, polietilenin aşınması ile boyutları 1–10 μm arasında olan milyonlarca polietilen parçacığı açığa çıkar. Kimyasal reaksiyonlar veya radyasyon tekniği ile çapraz bağlanma oranı yüksek polietilenler üretildiğinde, polietilenin yalnızca aşınma direnci değişmekte iken aşınma meydana geldiğinde ortaya çıkan partiküllerin miktarında değişme olmamaktadır. Gama ışını kullanarak ultra yüksek molekül ağırlığına sahip polietilenlerin çapraz bağlanma oranları arttırıldığında, yüksek aşınma direncine sahip polietilen elde edilmesine rağmen, bu sefer de elde edilen yüksek çapraz bağlanma oranına sahip polietilenin çekme mukavemeti gibi fiziksel özelliklerinde negatif bir etki gözlemlenmektedir. Yüksek aşınma direnci elde etmeye çalışırken, oksidatif etkiler de göz önünde bulundurulmalıdır. Gama ışını kullanılarak elde edilen yüksek çapraz bağlanma oranına sahip polietilenler üretim aşamasında, serbest radikallerin uzaklaştırılması amacıyla ısıl işleme tabii tutulmaktadırlar. Polietilenin bütün bu özellikleri göz önünde bulundurulduğunda, yüksek çapraz bağlanma oranına sahip ultra yüksek polimer ağırlıklı polietilenlerin elde edilmesi ortopedik uygulamalar alanında önemli bir gelişmedir.

16

3. KEMİK YAPISI VE ORGANİZASYONU

Kemikler organik ve inorganik bölümlerden oluşmuştur. Ayrıca konunun başında söz edildiği gibi kemikler yapısal olarak da 2 farklı formdadırlar: kompakt ve spongiyöz kemikler.

1.6 Kemik Matriksi

■ Organik Bölüm

Bu yapının büyük bölümü kollajen liflerden (Tip I), protein ve glikozaminoglikanlardan oluşan temel maddenden amorf yapılmıştır. Gelişmiş bir kemik dokuda lifler paralel ve belirli aralıklarla aralarında porlar bırakacak şekilde yerleşmiş olup aralarında hidroksiapatit kristalleri yerleşiktir (dokuya sertlik veren maddelerdir). Kemik matriksi genel olarak asidofildir.

Doku kollajenlerden zengin olduğundan bu liflere uygun boyalarla gayet iyi boyanırlar.

Histolojik incelemede dokuya eğer dekalsifikasyon uygulanırsa inorganik tuzların ortadan kalkmasıyla kemik demineralize olur ve yumuşar, ancak mikroskobik yapısını, şeklini ve sağlamlığını korur. Bunun yanı sıra histolojik teknik organik elemanların ortadan kaldırılmasına yönelik ise (maserasyon gibi) kemiğin sağlamlığı ve esnekliği bozulur ve kolay kırılır hale gelir. Başka bir anlatımla kemiğin organizmadaki gerekli işlevlerini tam olarak yerine getirebilmesi ancak dokudaki organik, inorganik elemanların ve matriksin uyumlu birlikteliğine bağlıdır.

■ İnorganik Bölüm

İnorganiklerin başında kalsiyum, fosfat, sitrat, magnezyum gibi maddeler gelir. Kalsiyum ve fosfat hidroksiapatit kristalleri şeklindedir ve kemik kollajenlerinin yanında amorf madde ile birlikte iç içe organize olmuşlardır. Hidroksiapatit kristallerinin kemikteki önemi, kollajenlerle beraber kemik sertliğini ve dayanıklılığını sağlamasıdır. İnorganik maddeler kemiğin kuru ağırlığının yaklaşık %50'sini oluşturmaktadırlar.

1.7 Kompakt Kemik Dokusu ve Yapısı

Kompakt bir kemiğin (örneğin femurun diyafizi) mikroskobik incelemesinde dokunun havers kanalları etrafında 3-7 μm kalınlıktaki lamellerden, hücrelerden ve sert bir matrikstenn oluştuğu görülür. Düzgün ve boşluk içermeyen bir tertiplemede olan kompakt kemikteki osteoplastlar (laküna) dallıdır ve kanalikül adını da alır. İçine ise osteositler (kemik hücreleri) yerleşmiştir. Kompakt kemiklerdeki bu kanaliküller her bir lamelde birçok sayıda olduğundan ait olduğu Havers sisteminin en içinden en dış lameline kadar temas kurarlar. Böylece dokuda

17

bir ağ oluşturarak metabolizmanın olaylanmasını sağlarlar. Lamellerin sayısı 4 ile 20 arasında değişmektedir. Özellikle enine yapılmış bir kemik kesitinde bu Havers sistemi knsetrik tertiplenmiş halkalar şeklinde ortaya çıkar. Dokunun incelenmesinde lamel sistemiŞöyle sınıflandırılır:

1. Havers Lamelleri

2. Periyostun altında dış esas lameller

3. Endosteum etrafındaki iç esas lameller

4. Osteonların arasındaki ara lameller.

Şekil 3.5 Kemik dokusundaki kanaliküller içinde osteositin yerleşimi [4].

Bir Havers kanalıyla onun etrafındaki lamellerin tümüne birden osteon adı verilir. Bir Havers analı yan dallarla kemik iliği ve periyosteumla bağlantı kurar. Bu yan dallara Volkmann kanalları adı verilir Haversteki damarlar longitudinal tertiplenmiş olup yan dallarıyla da omşu damarlarla temastadırlar. Havers kanalı 20–100 μm çapındadır ve 1–2 adet damar içerir. Damarlar genellikle kapiller, postkapiller venül veya seyrek olarak arteriol olabilir. Sert bir atrikse sahip olan kemik dokusunda diffüzyon olanağı olmadığından kanal ve kanaliküllerle emiğin dışından içine kadar ilişki kurulur ve bu şekilde metabolizma için gerekli maddeler damar e kanaliküllerle hücrelere kadar ulaşır.

18

Şekil 3.6 Kompakt ve spongiyöz kemiğin şematik görünümü [4]

1.7.1 Periyosteum

Bağ dokusundan yapılı olan bu tabaka eklem yüzeyleri hariç tüm kemiği dıştan çevreler. Periyosteumun; kemiğe desteklik yapmasında, beslenmesinde, gelişiminde ve tamir olaylarında büyük önemi vardır. Yapısında kollajen ve elastik lifler bulunur. Ayrıca Sharpey lifleri adı verilen kollajenler de matriks içine doğru ilerleyerek periyosteumu

Kemiğe bağlamaktadır. Bunlar dış esas lameller ile ara lamellere kadar uzanabilirler.

Perikondriyum bol damar içerir ve 2 tabakası bulunur:

a- Dış tabaka daha çok sıkı bağ dokusu yapısındadır.

19

b- İç tabaka gevşek bağ dokusunda olup hücreden zengindir.

Tabakaların her birinin ayrı fonksiyonları vardır. Dış kat, kollajen ve elastiklerden yapılıdır, metabolizmada rol alan damarları (aynı zamanda lenfatikleri) içerir. İç tabakanın hücreleri ise özellikle kemik yaralanmasında osteoblast haline dönüşerek yeni kemik dokuyu yapar ve o bölgeyi onarırlar. Onarım sırasında osteoblastların epiteloid hücreler şeklinde tabakalaşma yaptığı gözlenir. Bu nedenle bu tabakaya osteojenik kat da denmektedir. Kemik onarımına katılan bu hücreler normal koşullarda aktif değillerdir.

1.7.2 EndosteumBu tabaka kemik iliği kavitesini ve kompakt kemiğin kanal sistemlerini çevreleyen ince bir retiküler bağ dokusudur ve periyosteumdan incedir. Bu tabakanın hem kemik doku hem de hemopoetik (kan hücresi yapımı) hücreleri yapabilme özelliği vardır. Görüldüğü gibi kemiğin belirli boşluklarını ve yüzeyini kaplayan bu iki bağ dokusu tabakası çok önemli rolleri üstlenmiş olduğundan herhangi birisinin bozulması veya zedelenmesi durumunda kemik için hayati önemi olan fonksiyonlar da olumsuz etkilenmektedir.

1.8 Spongiyöz Kemik Dokusu (Trabeküllü Kemik)

Kemiğin bu formu da kompakt kemiğe benzemekle beraber trabeküller lamelden yoksundur. Dolayısıyla histolojik preparasyonlarda enine kesitte sirküler lamel tertiplenmesi görülmez. Buna karşılık bol boşluklu veya trabeküller oluşan adeta petek gibi bir dokusu vardır. Bu boşluklar kemik iliği ile doludur. Özellikle uzun kemiklerin epifizindeki spongiyöz doku basıncın veya kuvvetin geldiği yönde düzenlenmiştir. Böylece yapı çok daha sağlam bir hale gelmektedir.

20

4. KIRIK MEKANİZMASI

Kemik plastik deformasyon olmadan önceki çekme gerilmesi, maksimum gerilmenin %0,75’i ve kırılma gerilmesi %2-4’üdür. Elastik bölgedeki yüklemenin 6 katını plastik bölgede karşılayabilir. Hidroksiapatit kristalleri oldukça yakın ilişkide fakat birbirinden ayrı bölümler seklinde dizilir. Bu nedenle oluşan mini kırıklar kristal parçaları arasında lineer olarak ilerleyemez ve kristal üniteleri arasındaki boşluklara gelince kırık ilerleme yönü değişir. Mikro kırıkların sekli T halini alır ve bu sapmalar kırık enerjisini azaltır. Kırık gelişmeden önce kemiğe uygulanan yüklenme ne kadar hızlı ise kemik o kadar fazla enerji absorbe eder. Bu enerji miktarı hem kırık tipini hem de etraftaki yumuşak doku hasarını belirlediği için önemlidir. Çünkü kırılma anında kemik o ana kadar absorbe ettiği enerjiyi serbest bırakır. Hızı yüksek olan yüklenmelerde kırık parçalı olup yumuşak doku hasarı fazla olmaktadır. Yükleme hızına göre kırıklar düşük enerjili (ev kazaları), yüksek enerjili (trafik kazaları) ve çok yüksek enerjili (ateşli silahlar) olmak üzere üçe ayrılabilir. Etki eden gerilmeye göre ise çekme (kopma kırıkları), basma (Vertebra kırıkları), burulma (Femur kondil kırıkları) ve eğilme kırıkları (Tibia ve femur) olarak 4’e ayrılabilir.

Şekil 4.7 Kırık tipleri [4]

1.9 Uzun Kemiklerin TamiriKemik dokusunun takip ettiği doğal iyileşme süreci, eğer basma kuvveti etkisi altındayken daha çabuk ve daha iyi iyileşme gösteriyorsa implant da düzgün bir şekilde baskı sağlayacak dizayna sahip olmalıdır. Öte yandan eğer basma kuvveti yara iyileşmesi için zararlıysa tam tersi hareket etmek gerekebilir. Maalesef basma veya çekme kuvvetinin uzun kemik tamiri üzerindeki etkileri tam olarak anlaşılamamıştır. Üstelik deneysel çalışmalar tamamen farklı bir sonuca varılabileceğini göstermektedir. Bunun yanında kemik gelişmesi ve kemik erimesi arasındaki denge in-vivo ortamda uygulanan statik ve dinamik kuvvetlere göre ayarlanabilir. Yani bir başka deyişle daha fazla yük uygulanırsa, yüke karsı tepki olarak daha fazla

21

osteojenik (kemik gelişimi) aktivite oluşur. Tabi ki bu yük aktiviteyi artırmak yerine, hücrelere zarar verecek kadar aşırı olmamalıdır. Bu iliksi aynı zamanda kemiğin ve diğer dokuların piezoelektrik olgusuyla da alakalıdır. Kemik ve diğer dokulardaki basma zorlanması dengeyi bozacak elektrik potansiyellerinin artmasına yol açabilir. Bazı kliniklerin elektrikle tetiklenen kırık tamirleri de bu şekilde yapılır. Ortopedik implantlar için dizayn prensipleri ve kriteri, dinamik yük taşıyıcı üyeler gerektiren diğer herhangi bir mühendislik uygulamasıyla aynıdır. Malzemelerin doğal dokularla aynı mukavemete ve şekle sahip olduklarını varsaymak pratik olmasına rağmen risklidir. Çünkü doğal dokular insan yapımı malzemelere nazaran büyük bir avantaja sahiptir. Bu avantaj mikro ve makro yapılarını yeniden modelleyerek değişik koşullara uyma yetenekleridir. Ürün dizaynı basit olmalıdır. Bu komplikasyon riskini azaltmakla kalmayacak, aynı zamanda implantların yorulma ve korozyonla gördükleri zararları azaltacaktır. Bir implantın dizaynında düsünülmesi gereken diğer faktörler de eğilmeye karsı rijitlik (kemik plakları ve femur boynu çivilerinde), mukavemet ve rijitlik (mesela spinal rodlarda) ve çekme ve basma kırılmalarına karsı mukavemettir.

22

5. ORTOPEDİK UYGULAMALAR

1.10 Kırık Tespit Araçları

Kırığın cerrahi olarak tedavisi ilk olarak 1877’de Lister patella kırığında gümüş tel kullanarak yaptı. Gerçek internal fiksasyonu 1907’de Lane’nin başlattığı çelik plak olarak kabulşedebiliriz. Başlangıçta vida gevşemesi, plak kırılması, kemik erimesi ve iltihabı sık görünen komplikasyonlardı.1912’de Amerika’da Sherman daha kalın bir plak kullandı. İngiltere ve Almanya ‘da internal fiksasyon yaygınlaştı.1913’te Lambotte internal fiksasyonla ilgili ilk kitabını yayınladı.1932’de Key kompresyonla yapılan artrodezde kemiğin daha iyi kaynadığını gösterdi.1948’de Eggers kompresyon aracılığı ile yarıklı kompresyon plağı kullandı. 1956’da Bagby’ın dinamik kompresyon yapan plağı 1958’de Müller ve grubunun geliştirdiği AO sistemi kırık uçlarını sıkıştırarak ve gererek daha iyi sonuçlar elde ettiler. İntremedüler çivi uygulanması 1897’de Nicolaysen ve 1916 ‘da Hay Groves!e kadar uzanırsa da yayğınlaştırılması 1936 ‘da Küntscher’in çalışmaları ve çivisiyle başlar. Steinman ve Kirsher çivilerinin ilk kullanılışı 1901–1909 yıllarında olmuştur. Femur boynu kırık tedavisinde ilkin 1931’de Smith Petersen üç kanaylı çivi kullanmıştır.Sonradan bunun çok değişik veya ileveli şekilleri ,plaklı çiviler ve daha sonra 1953’de Pugh ,1958’de de Massie bu plaklı çivinin kompresyon yapan tiplerini kullanmaya başladılar.Chamley ve Müller ‘in yaygınlaştırdığı total protez yani eklemlerin karşılıklı tüm kısımlarını değiştirme yöntemigiderek diz ,dirsek,omuz,bilek ve el eklemlerinde yaygın olarak kullanılmaya başlanmıştır.1943’de Roger Andreson ,1951’de Hoffmann’ın uyguladığı eksternal fiksatör giderek değişik şekillerde yaygınlaştı .Bugün el kırıklarının tespitine kadar geniş bir uygulama alanı buldu.Plaklar, vidalar,çiviler ve teller genelde 316 L paslanmaz çeliğinden, titanyum ve alaşımlarından ve Cr-Co-Mo alaşımlarından yapılırlar.316 L en kullanılam malzemedir.Çünkü ucuz ve sünektir.Süneklik plakları değişik cerrahi ihtiyaçlar için çeşitli şekillere sokmak gerektiğinden dolayı önemlidir.Metafiz-epifiz (kemiğin büyüme noktasındaki)kırıklarda plak veya çivi-plak ;uzun kemiklerin basit kapalı kemik gövdesi kırığında plak veya intramedüler çiviler;açık veya enfeksiyonlu kırıklarda external tespit araçları kullanılır.

Kırık tespitinde yara yüzeyleri düşünüldüğünde implantın stabilitesi önemli bir faktördür. Tespit basma veya çekme kuvvetleriyle yapılırsa yara rijıt bir şekilde tespit edilmelidir ki iyileşme süreci gereksiz mikro veya makro hareketlilikle rahatsız edilmesin. Bu tespit pek çok şekillere ve boyutlara sahip araç gereçle yapılabilir. En basit implantlar kemik parçalarını birarada tutabilecek çeşitli metal tellerdir. En az maden kullanmak fakat en sağlam internal fiksasyon sağlamak en ideal olanıdır. Bunu sağlayabilmek için kullanabileceğimiz araç gereçlerden en ideali vidalardır. Vidalar daha çok plak tespiti için kullanılsa da bazı durumlarda tek başına da kullanılabilir ve bu şekildeki bir tespit kırık iyileşmesi için yeterli olabilmektedir. Enlemesine ve oblik kırıklarda vida ile güvenceli tespit sağlanamaz. Uzun oblik ve spiral kırıklarda bir veya daha fazla vida ile fragmanların dönme ve maskaslama hareketi önlenerek kırık yerinde sıkıştırma sağlanabilir. İntramedüler araçlaruzun kemiklerin kırıklarını intramedüler bşluğa yerleştirerek tespit eder. Bazen bu tip araçlarda stabilize edici kullanılır. Bu tip implant, rotasyonu engellemek ve kemiği sıkı bir şekilde tespit edebilmek için kemik boşluğunun içindeki elastik kuvveti uygulayacak bazı yaylara sahiptir. Eğer kemik

23

ortadan eğimliyse bu tip intramedüler çivilerin yerleştirilmesi zor olabilir. Uzun kemiklerin kanalının dar yerine oturan intramedüler çivi temas yerinde kompresyon yerinde kompresyon sağlayarak eğilme ve makaslama zorlaması kadar dönmeye de engel olmalıdır. Bunun yanında temas noktasında sürekli kompresif basınç kemik emilmesine yol açar. İmplantın takılabilmesi için uzun kemiğin içindeki dar boşluğun bir noktaya kadar harap edileceği açıktır.

Tablo 5.6 İç fiksasyonda biyomalzeme uygulamaları [3]

MALZEME ÖZELLİKLERİ UYGULAMA

Paslanmaz çelik Düşük maliyet, kolay üretme Cerrahi teller

Tel,iğne ,vida

İntramedüler tırnak

Ti alaşımları Yüksek maliyet Cerrahi teller

Düşük yoğunluk ve modül Saç ,vida

Mükemmel kemik kontağı İntramedüler tırnak

Co –Cr alaşımları Yüksek maliyet

Yüksek yoğunluk ve modül İntramedüler tırnak

Zor üretilebilirlik Cerrahi teller

Poliaktik asit çözünebilir İğneivida

Poliglikolik asit Zayıf mukavemet

Naylon Çözünmeyen plastik Serklaj bandı

Tablo 5.7 İç fiksasyon uygulamalarının başarısızlık halleri [3]

Başarısızlık hali Başarısızlık yeri Başarısızlık için sebepler Aşırı yük Kemik kırılma yeri Küçük boyutta implant

İmplant vida boşluğu Kararsız redüksiyonVida dişi Erken ağırlık aşınması

Yorulma Kemik kırılma yeri Erken ağırlık aşınmasıİmplant vida boşluğu Küçük boyutta implantVida dişi Kararsız redüksiyon

Kırık birleşmemesiKorozyon Vidanın baş kısmı Farklı alaşım implantları

Eğim alanı Vidanın fazla sıkılmasıVidanın ayarlanamamasıFazla eğim

Kayıp vida Hareket Yanlış vida seçimiOsteoporoz kemik

Uzun teller Steinmann iğneleri olarak adlandırılır. Eğer iğnenin çapı 2.38 mm’den küçükse Kirschner tel olarak adlandırılır. Öncelikli olarak kullanılma yeri kemik parçalarını birlikte

24

tutmakdır. İmplanta göre iğneler değişik uç dizaynına sahiptir. Troacher uç kesmede daha etkindir. Daha çok kortikal kemikler için kullanılır.İğnenin delik açma gücü çevrede bulunan kemiğin elastik deformasyonundan gelmektedir.Kemiği delme gücünü arttırmak istersek threaded iğne kullanılır.

Şekil 5.8 Metalik iğne uçlarının tipleri a)troacher uç b)elmas uç [3]

Vidalar çoğunlukla kemik parçalarının fiksasyonunda kullanılır. İki tip kemik vidası bulunmaktadır; kortikal kemik vidaları ki bunların küçük dişleri vardır, cancellous vida ki bunun iyi bir kontak için büyük dişleri vardır.

Şekil 5.9 Kemik vidaları [3]

25

Şekil 5.10Kırık tespiti için dinamik sıkıştırılmış plak [3]

Plaklar değişik şekillerde ulaşılabilir ve kemik parçalarının tespitine yardımcı olmaktadır. Kırık parçalar arasındaki sıkıştırma özel bir plak tipi olan dinamik sıkıştırma plağı ile başarılmaktadır.

Şekil 5.11 Kemik plakları a)dinamik sıkıştırma plağı b)hibrit sıkıştırma plağı (daha az kısmı dinamik sıkıştırma vida deliği içerir) c) rekonstrüksiyon kemik plağı(kolay eşdüzeltim) d)destek kemik plağı e) L şeklinde destek plağı f)tırnak plağı g)dinamik sıkıştırma kalça vidası [3]

26

Şekil 5.12 İntermedüler iğneler (a) Gross–Kempf , (b) Uniflex (Ti alaşım), (c) Kuntscher,

(d) Samson, (e) Harris, (f) Brooker–Wills uç kapama iğnesi, and (g) Enders iğneleri [3]

Şekil 5.13 Kaval kemiği kırığının kemik içinden uygulanan intramedüler çivi ile tespiti [7]

Şekil 5.14 Kırık femoral başın kalça çivisi ile tespiti [7]

27

1.10.1 Fiksasyon tipleri

1-Sementli (çimentolu) fiksasvon: Protezin kemikle fiksasyonu metilmetaakrilatla yapılmaktadır. Bu materyal hamur kıvamındayken kemiğe yerleştirilmekte, komponent sement içine oturtulmakta ve ikisi de sertleşene kadar 12–15 dakika bekletilmektedir. Metil metakrilat sertleşince implant kemiğe rijit olarak yerleşmektedir.

2-Biyolojik (in growth) fiksasvon: Protez yüzeyi 100–400 mikron çapında porlar içermekte ve kemiğin bu porlardan içeri doğru büyümesi ile biyolojik fiksasyon sağlanmaktadır. Bu yöntemle fraktür iyileşmesine çok benzer bir şekilde, metalik komponent porları içine kemik gelişimi olmaktadır. 6-12 hafta boyunca kortikal kemikle temas halinde olması gereklidir. Kullanılan protez komponentlerinin kemiğe fiksasyonu için poroz yani pürüzlü bir yüzey sağlanması amacıyla polimer, seramik ve metaller kullanılmıştır.

Şekil 5.15 Dört değişik poroz yapının sem görüntüleri a)plazma spray kaplama(7 ), b)

sinterlenmiş tel gözenek kaplama(7 ) ,c) sinterlenmiş bilye kaplama(20 ), d)Hedrocell

poroz kaplama(50 ) [1]

3.Başarılması zor ama kemik ve implant arasında kimyasal bağlanma

4.Vidalar, plakalar ve teller kullanılarak direkt mekanik tespit

28

1.11 Eklem Yenilemeleri

Artroplasti, herhangi bir eklemde ağrıyı dindirmek, stabilizasyonu ve hareket genişliğini sağlamak amacıyla eklemin yeniden yapılanması işlemidir. Bir anlamda biyolojik problemlere mekanik çözümdür. Artroplastide hastalıklı eklem dokuları eksize edilmekte, plastik ve metal materyaller ile ekleme replasman yapılmaktadır. İlk artroplasti denemeleri 19. yüzyılın ortalarında ankiloze ekleme basit rezeksiyon işlemi yapılarak psödoartroz oluşturulması ile başlamıştır. Daha sonra ise rezeksiyon artroplastisinden interpozisyonel artroplastisiye geçilmiştir. İnterpozisyonel artroplastide yeniden fibröz veya kemik ankiloz gelişimini engellemek için rezeke edilen eklem yüzeyleri arasına değişik maddeler konulmuştur. Böylece modern artroplastinin temelleri 1891 yılında Berlin’de atılmıştır. Artroplasti için ilk olarak fildişinden kalça benzeri bir implantasyon yapılmış, daha sonra bunu eklem kapsülü, fasia lata, deri, kas, yağ dokusu, kromize domuz mesanesi, bakalit gibi organik ve inorganik materyalin kullanımı takip etmiştir. Smith –Petersonilk kez kobalt- krom molibdeniumdan imal edilmiş protezi kalça artroplastisinde kullanmıştır. Austin Moore 1950’de kalça artroplastisinde medullar fiksasyon tekniğini geliştirmiştir. 1951’ de Kiaer ve Jansen, fiksasyon için metil metakrilat kullanmıştır. Sonraları bir komponenti polietilen, diğer komponenti metal olan protezler geliştirilmiştir. Modern anlamda artroplasti, 1960 yılında John Carnley’in total kalça replasmanında femur başı için çelik, asetabuler komponent olarak yüksek yoğunluklu polietilen ve bu komponentleri kemiğe fikse etmek için de polimetil akrilat kullanması ile başlamıştır. Günümüze kadar implant dizaynı, kullanılan materyal ve fiksasyon tekniğinde bazı değişikliklerle birlikte, Charnley’in temel prensipleri değerini korumuştur. Günümüzde artroplasti materyali olarak kullanılan en mükemmel metaller kobalt-krom ve titanyumalüminyum-vanadium karışımlarıdır. Ağırlık taşıyan yüzeylerde genellikle çok dayanıklı olduğu için kobalt-krom karışımları kullanılırken, kalça implantları, kemiğe yakın esnekliğe sahip titanyumdan yapılmaktadır. Plastik yuvalar için ultra yüksek molekül ağırlıklı polietilen, fiksasyon için de polimetilakrilat kullanılmaktadır. Son yıllarda, daha iyi stabilite elde etmek için porlu metaller kullanılmakta, porların içine doğru büyüyen kemik nedeniyle mükemmel bir biyolojik fiksasyon sağlanmaktadır. Sementli protezlerde sistemdeki zayıf nokta, sement ile kemiğin sınır tabakası olup, aseptik protez gevşemesi riski mevcuttur. Biyolojik fiksasyon ile bunun önemli miktarda önüne geçilmiştir.

Tablo 5.8 Toplam eklem yenilemeleri için biyomalzemeler [3]

MALZEME UYGULAMA ÖZELLİKLER Co-Cr alloy Gövde ,kafa(yuvarlak) Ağır ,sert,katı,

Kap,poroz kaplama Yüksek aşınma direnciMetal destek

Ti alaşımları Gövde,poroz kaplama Düşük sertlikMetal destek Düşük aşınma direnci

Saf titanyum poroz kaplama Mükemmel kemik birleşmesiTantal Poroz yapı Mükemmel kemik birleşmesiAlümina Baş ve gövde Sert ,gevrek

Yüksek aşınma direnciZirkonya Baş Ağır ve yüksek tokluk

Yüksek aşınma direnci

29

UHMWPE Gövde Düşük sürtünme, aşınma döküntüsüDüşük sürünme direnci

PMMA Kemik çimentosu Gevrek, gerilmede zayıfDüşük yorulma mukavemeti

Gövde: femur kalça gövdesi, baş: kalça gövdesinin femur başı, kap: kalça protezinin asetebular kabı

Tablo 5.9 Toplam eklem yenilemelerinin tipleri [1]

EKLEM TİP Kalça Bilye ,yuvaDiz Mafsallı,yarı bağlanmış,yüzey değişimi

Tek kompartman veya iki kompartmanOmuz Bilye ve yuvaAyak bileği Yüzey yenileme Dirsek Mafsallı,yarı bağlanmış,yüzey değişimiEl bileği Bilye ve yuva, boşluk doldurucuParmak Mafsallı , boşluk doldurucu

Eklemlerin oynak yerleri uzun kemik kırık tamirlerinden daha fazla problem çıkarır. Bu problemler aşınma, korozyon ve korozyonun yan ürünleri ile kareketin kompleks dinamikleridir. Bunlara ek olarak deriye yakın yerlerde diz ve dirsek gibi eklem protezleri enfeksiyon olasılığını arttırır. Daha da önemlisi herhangi bir sebepten dolayı protez hata verirse 2.ci defa değiştirmek zordur. Çünkü doğal dokunun Büyük bir kısmı yok edilmiştir. Bu sebeplerden dolayı ortopedistler implant kullanımını son çare olarak düşünmektedirler. Buna rağmen yaşlı hastalar için kalça protezleri kullanımı son yıllarda büyük rağbet görmüştür.

Eklemler daha önce de belirtildiği gibi antroplasti olarak adlandırılan cerrahi bir teknikle yeniden yapılandırılır veya yeniden modellenir. Protez artroplastisi implant kullanımını içerir.

Kalça eklem protezinde kırık veya hasta eklemleri düzeltmenin eski metodları yanlızca femur başı veya femur başının oturduğu çukur ile ilgiliydi. Kalça eklemi fonksiyonunun yeniden sağlanmasına izin veren tekniklerden bir tanesi de femoral başın üzerine bir yuva yerleştirmektir. İmplant iki yüzeyin arasına giren bir kalıp gibi davranır.

1.11.1 artroplasti şekilleri

1-Total artroplasti: En sık kullanılan artroplasti şeklidir. Her iki eklem yüzü de değiştirilir.

2-Hemiartroplasti: Eklem yüzeylerinin sadece bir parçasının değiştirildiği artroplasti şeklidir.

3-Rezeksiyon artroplastisi: Artritik eklem yüzeylerinin rezeke edilerek psödoartroz oluşturulduğu artroplasti şeklidir. Bu tip artroplasti tekniği enfeksiyon olan eklemler dışında günümüzde fazla kullanım alanı bulamamıştır.

30

Şekil 5.16 Artoplasti araçlarının gelişimi [5]

Şekil 5.17 Kemik çimentosu ile sabitlenmiş kalça protezi [3]

31

Şekil 5.18 Modüler toplam kalça sistemi; baş, femur gövde, poroz kaplanmış proksimal çivi, poroz kaplamalı metal destek kase, UHMWPE kase, fiksasyon vidası [3]

Şekil 5.19 Modüler endoprotez yer değişimi [3]

32

Kalça haricindeki eklem protezlerinin gelişimi nispeten yavaş olmuştur ve halen tıp tarafından yaygın bir şekilde kabul görmemektedir. Başarılı bir diz eklem implantı için gerekenler kalça da dahil olmak üzere aynıdır. Bu gereksinimler hareket kabiliyetini kısıtlamadan elde edilen düşük sürtünme torku, düşük aşınma oranı ,protezin konakçı dokuya sağlam testi ve protezin çıkarılabilirliğini içermektedir.Diz protezleri yerleştirildikleri bölge itibariyle gevşeme ve enfeksiyon gibi birçok probleme sahiptir.

Günümüzde, tam kalça implantları, implant malzemelerinin ve geometrilerinin çeşitliliğine rağmen, 70lerdeki örneklerine çok benzer şekilde kalmıştır. Şu anki TKİ’ler, genel olarak Titanyum (Ti) ya da Kobalt-Krom (Co-Cr) alaşımlarından üretilir, Poly(methyl methacrylate) (PMMA) ile, kalça kemiği gövdesinin içine yapıştırılır (burada, PMMA, sement görevi görür) ya da presle kemik gövdesi içine geçirilir, modüler bir Co-Cr alaşımından ya da seramikten üretilmiş bir kafa kullanılarak kemik ile bağlantısı sağlanır, bu kafa, ultrahigh molecular weight polietilen’den (çok yüksek molekül ağırlıklı polietilen - UHMWPE) veyahut da seramikten imal edilmiş asetabular kap üzerinde birleştirilir ve bu şekilde mafsal görevi görür. Bu asetabular kap, Co-Cr ya da Ti’dan üretilmiş ayrı bir yuva içinde bulunur, bu yuva, leğen kemiğine yapıştırılmış, vidalanmış ya da presle geçirimiş olabilir.

Şekil 5.20 Değişik çeşit diz eklemleri a) metal mafsallı, b)plastik astarla mafsallanmış , c)intremedüler sabitlenmiş yarı bağlanmış, d)yüzey yer değiştirme, e) tek kompartmanlı yer değişimi, f) iki kompartmanlı yer değişimi [3]

33

Şekil 5.21 Çeşitli eklem değiştirme protezleri a)ayak bileği, b)bilye-yuva omuz eklemi, c)mafsallanmış dirsek eklemi d) kapsülle çevrili parmak eklemi [3]

34

6. ORTOPEDİK BİYOMALZEMELER: KLİNİK İLİŞKİLER

İmplante edilmiş milyonlarca tam eklem protezi, dünya çapında, milyonlarca insanın yıllarca yaşam kalitesini ve ömrünü muhafaza etmiştir ve günümüzdeki implant tasarımları, bilim adamlarının, mühendislerin, fizikçilerin gittikçe artan çabalarını temsil etmektedir.Ortopedik implantlarla hastalara sağlanan yararlar, acı azaltımı, hareket kabiliyeti ve yaşam kalitesi açısından ölçülemeyecek kadar büyüktür.Uzun vadeli (7 yıldan fazla) kullanımdaki başarısı çok büyük olmasına rağmen, ortopedik biyomalzemeler lokal (yerel) ve uzak doku tepkileri ile ters ilişkilidir. Genellikle ortopedik biyomalzemelerin, aşınma ve elektrokimyasal korozyon yüzünden bozunması sonucunda ortaya çıkan bozunma ürünleri, bu tip ters doku tepkimelerine aracılık eder. Bu birikinti, partiküllü aşınma olarak, belirli ya da belirsiz biçimde proteinlerle bağlanmış olan kolloidal nanometrik boyutlardaki kompleksler olarak, serbest metalik iyonlar olarak ya da inorganik tuzlar/oksitler olarak veya bir organik depolama formu olarak (hemosiderin gibi) ortaya çıkabilir.Ortopedik protezlerden polimer ve metale salınımı olayına dayanan biyouyumluluğun klinik bakış açısı, artan bir aciliyet hissini getirmektedir, bunun nedeni, gittikçe daha çok insana implant takılması, yerel ve uzak dokularda kapsamlı implant çöküntülerinin teşhis edilmiş olmasıdır.Partikül birikintisi, çevre ile etkileşime girmeye müsait, muazzam yüzey alanlarına ve serum-metal içeriği içinde sürekli bir artışa sahiptir.

Klinik sorunlar, biyomalzeme bozunması ile ilgilidir ve dört soru ile listelenebilir:

1. İmplanttan ne kadar malzeme salınmıştır?2. Söz konusu malzeme nereye taşınmıştır ve ne miktardadır?3. Salınan bozunma ürünlerinin kimyasal formülü nedir? (örneğin, inorganik çökeltilere

karşı çözülebilir organometalik kompleks gibi)4. Bu tip bir bozunmanın patofizyolojik etkileşimleri ve sonuçları nelerdir?

Bu soruların yanıtları, uzun bir dönem boyunca yanıtsız kalmıştır. İlk iki soruyla ilgili olarak gelişmekte olan bir literatür vardır. Bununla birlikte, son iki soru ile ilgili bilinenler an itibariyle azdır.

1.12Ortopedik Biyomalzemelerin Aşınması

Aşınma birikintilerinin oluşumu, ve sonrasında, dokunun bu birikintiye karşı gelişen tepkisi, tam eklem protezlerinin merkezindeki bir konudur. Aslında, partikül birikimi, günümüzde, eklem protezlerinin uzun dönem performansını etkileyen birincil faktör ve ortopedik biyomalzemelerde, implantın tamamında meydana gelen kütle ya da hacim kaybına sebep olan bozunmanın birincil kaynağı olarak ele alınmıştır.

35

Partiküllü birikinti, inflamatuvar (iltihaplı) reaksiyonlara sebebiyet veren, aşınma, sürtünme ya da parçalanma sonucu meydana gelir. Bu iltihaplı reaksiyonlar, belli bir noktada, “yabancı-cisim taneciklenmesi-doku cevabına” neden olur, yani vücut, yabancı cismi kabul edemediği için bazı tepkiler gösterir. Yabancı-cisim taneciklenmesi doku tepkisi, kemik-implant arayüzeyini istila edebilir.Bu sonuçlar ilerleyerek, yerel kemik kaybına neden olur ki bu da hem sementli (çimentolu) hem de sementsiz araçların vücut içinde sabit kalmasını tehdit eder.

1.13Aşınma Birikintisi Oluşumunun Mekanizmaları

Aşınma, iki yüzey arasındaki relatif (göreceli) hareketin sonucu olarak, malzeme kaybının partiküllü (tanecikli) formda olmasına sebep olur.

Belli bir yük altında bir arada duran iki metal, birbirleri ile, pürüzlülüklerin ya da yüksek tepeciklerin küçük alanları boyunca temas eder. Elektro-itici ve atomik bağ etkileşimleri, birbirinden bağımsız temas noktalarında meydana gelir ve iki yüzey, birbirlerine göre göreceli olarak kayarken (yani farklı hızlarla hareket ederken), bu etkileşimler bozulur. Bu da, parçacık formunda, malzemenin dağılmasına sebep olur, buna da aşınma debrisi (birikintisi) denir.

Bu parçacıklar, sistemden kaybolabilir, karşı yüzeye transfer olabilir ya da kayan yüzeyler arasında kalabilir.

Aşınmanın neden olduğu üç ana olay vardır, bunlar:Abrazyon (çizinme, yenme): Daha sert bir yüzeyin, daha yumuşak bir yüzeyi, “tarla gibi sürerek”, yumuşak yüzeyde yivler bırakmasıdır.

Adhezyon (yapışma): Yumuşak bir metalin, daha sert bir karşı yüzeye sürünmesi ve bir transfer (taşınım) filmi meydana getirmesi ve yorulmaya sebep olmasıdır. Yorulma durumu ise, yüklemenin ve yük boşaltımının ilerleyen kısımlarında yüzey altı çatlaklarının oluşmasına sebep olur ki bu da, yüzeyden ayrılan partikül miktarının artmasına sebep olur.

Yorulma: Yüklemenin ve yük boşaltımının ilerleyen aşamalarının sonucu olarak yüzey altı kırıklarının oluşumu ile meydana gelir. Bu çatlaklar, yüzeyden partikül dağılımını arttırır.

36

1.14Aşınma Oranı

Aşınmanın ilk periyotlarında, yüzeyler arasındaki relatif hareket, yüksek aşınma oranından dolayı, çok fazla sayıdaki pürüzlülüğün kırılmasına sebebiyet verir. Bu ilk periyottan sonra, asıl temas alanları artar ve iki yüzeyin birbirine adapte olduğu söylenebilir. Zamanla, aşınma oranı düşer ve en sonunda, temas kuvvetine ve kayma mesafesine bağlı olarak doğrusal hale gelir, bunu da, kararlı hal aşınması eşitliği ile gösterebiliriz:

V = KFx (6.1)

Burada, V değeri hacimsel aşınmadır (mm3/yıl)K, malzeme çiftine bağlı olan bir malzeme sabitidir.F, temas kuvvetidir (N)Ve x ise, relatif olarak alınan yolun mesafesidir (mm)

Genelde, taşıyıcı malzemelerden daha yumuşak olanı daha hızlı biçimde aşınır. En popüler eklem protezi çiftlerinden, metal-üzerine-polimer çiftinde, hemen hemen sadece polimer aşınır. Metal-üzerine-seramik çiftinde ise (ticari olarak bulunmamaktadır) metal aşınması önemli ölçüde fazladır.In vitro (canlı dışı/laboratuvar ortamında) yapılan aşınma testlerinde, soketler (kalça-eklemi simulasyon çalışmalarında) 0 ila 3000 mm3/yıl aralığında bir aşınma oranı göstermiştir ki bu oran, çalışan malzeme çiftine ve çevreye bağlıdır (örneğin yağlayıcı (lubricant) olup olmamasına.)Burada, ortopedik biyomalzemelerin in vivo (canlı içi/vücut içi) aşınması ile ilgili büyük bir değişkenlik payı vardır. Bu tip vücut içi aşınma, röntgen çalışmaları ile takip edilmektedir. Röngten ile yapılan aşınma ölçümleri ifade etmiştir ki, in vitro çalışmalarda, genellikle hacimsel aşınma vardır ve doğrusal bir aşınma oranı takip edilmektedir. Hacimsel aşınma, direkt olarak, periprostetik akışkanlara salınan aşınma partiküllerinin miktarı ile ilgili olabilir (tipik olarak, yılda 1x109 partikül).Şu anda, Amerika’da, kalça ve eklem artroplastisi için en yaygın olarak kullanılan aşınma çifti Co-temelli kafa (en yaygın olarak Co–Cr–Mo alaşımı, ASTM F-75) ve bu kafanın dayandığı ultrahigh-molecular-weight-polyethylene (UHMWPE) kap ya da kap yuvasıdır. Bu çiftin aşınma oranı genellikle yıl başına 0.1 mm’dir, partikül oluşumu, adım ya da bir çevrim başına ise 1 × 106 partikül kadardır [5].

Klinik olarak, implant aşınma oranlarınının şu etkenlerle arttığı bulunmuştur:

1) Fiziksel aktivite2) Hastanın ağırlığı

37

3) Femoral başının boyutu (32’ye 28 mm)4) Metalik karşıyüzeyin pürüzlülüğü5) Polietilenin oksidasyonu

7. ORTOPEDİK BİYOMALZEMELERDE KOROZYON

Elektrokimyasal korozyon implant malzemeler de dahil olmak üzere hemen hemen bütün metalik yüzeylerde meydana gelir. İki temel nedenden dolayı bu durum istenmeyen bir durumdur. (1) Korozyonun meydana getirdiği bozunmadan dolayı, implantın yapısal bütünlüğü bozulur. (2) Korozyon etkisi ile implant yüzeyinden uzaklaşan ürünler çevre dokulara toksik etki yapabilir ve zarar verebilir. Metalik biyomalzemelerin yapısal bütünlüğünün bozulması, elektrokimyasal çözünme ve aşınma ile meydana gelebildiği gibi, bu iki mekanizmanın birlikte olmasıyla da meydana gelebilir. Yüzeyde meydana gelen elektrokimyasal reaksiyonlar, malzemenin tüm yüzeyini korozyona uğratabildiği gibi, sadece belirli bölgelerde de meydana gelebilir. Bununla birlikte; yüzeyde meydana gelen korozyon, ilerleyen aşamalarda yapının bozulmasına ve metalin tamamen zarar görmesine neden olabilir.

1.15 Korozyon Mekanizmaları

Ortopedik implantlarda korozyon, temel olarak bir çok nedenlere bağlıdır fakat bunları beş temel başlık altında toplayabiliriz: (1) geometrik etkenler (2) metallurjik etkenler (yüzey mikroyapısı, oksit yapısı ve kompozisyonu (3) mekanik etkenler (gerilme) (4) Korozyona neden olan çözeltinin bileşimi(pH, çözelti proteinleri, enzimler) (5) Mekanik yükleme. Günümüz biyomalzeme teknolojisinde, ortopedik implantlarda korozyon dayanımı incelenirken bu beş faktörü birbirinden bağımsız olarak incelemek neredeyse imkansızdır. Bu nedenle korozyon dayanımı arttırmak için yapılan çalışmalarda bütün faktörler göz önünde bulundurulur. Bir metalin nasıl ve neden korozyona uğradığını açıklayan iki temel faktör vardır. Bunların ilki korozyon(oksidasyon,indirgenme) reaksiyonuna neden olan termodinamik sürücü güçtür. Genel olarak korozyonun meydana gelip gelmeyeceği kimyasal sürücü güce (ΔG) ve yük dağılımına bağlıdır. Bu yük dağılımı çift katmanlı tabakada meydana gelir ve bu tabaka metal-çözelti arayüzeyinde bir elektriksel potalsiyel oluşturur. Kimyasal sürücü güç aşağıdaki formül ile ifade edilir.

ΔG= -nFΔE (7.2)

n= iyonların valans değer

F= Faraday sabiti

E= metal-çözelti arayüzeyindeki voltaj

Burada potansiyel, metallerin reaktivitesi veya metal oksidasyonu için sürücü güçtür. Bu nedenle, çözelti içindeki metalin potansiyeli ne kadar negatif olursa, metal o kadar reaktif olacaktır.

38

Metalik biyomalzemenin korozyon prosesini etkileyen ikinci faktör ise; kinetik bariyerdir. Kinetik bariyer, oksidasyonun mu yoksa indirgenmenin mi meydana geleceğini belirleyen fiziksel bir kavramdır. Diğer bir deyişle, korozyona karşı oluşan kinetik bariyer, metal iyonlarının çözeltiye geçmesini, çözeltide bulunan anyonların metale geçmesini veya metal-çözelti arayüzeyinde elektron göçünü engeller. Pasif oksit tabakası korozyona karşı bilinen en yaygın kinetik bariyerler olmasına rağmen polimer kaplaması gibi diğer kinetik bariyerler de mevcuttur.

1.16 Pasif Oksit Tabakasının Etkisi

Ortopedik uygulamalarda kullanılan birçok alaşımda, oksidasyonun devam etmesini engelleyen bir film tabakası oluşur. Bu film tabakası, metal yüzeyinde rastgele dağılmış metal oksitlerden oluşur ve diğer metal iyonlarının ve/veya elektronlarının film üzerine taşınımını engeller. Bu film tabakasının ileri aşamalardaki oksidasyonu engellemesi için belirli özelliklere sahip olması gerekir. Bu filmler, yoğun bir halde metal yüzeyi üzerinde homojen dağılmalıdır ve metal-çözelti arayüzeyi boyunca iyon ve /veya elektronların göçünü engelleyecek atomik yapıda olmalıdırlar. Bununla beraber; ortopedik implantlar, mekanik gerilmelere ve aşınmalara maruz kaldığında bile yüzey üzerinde oluşan film tabakası yüzeyden uzaklaşmayacak yapıda olmalıdır yani mekanik gerilmelere ve aşınmalara karşı dirençli olmalıdır.

Yüzey üzerinde oluşan film tabakası, 5 temel yapısal ve fiziksel karaktere sahiptir ve bu özellikler implant bozunma prosesi ile birebir ilişkilidir:

1. Öncelikle, bu oksit film tabakaları oldukça incedir ve ortalama kalınlığı 5-70 Å’dır fakat bu kalınlık çözelti parametrelerine bağlı olabileceği gibi, arayüzeydeki potansiyel farka da bağlıdır. Ayrıca, oksit filmn yapısı amorf veya kristalin olabilir. Metal-çözelti arayüzeyindeki potansiyel fark genel olarak 1-2 volt değerinde iken, oksit film boyunca oluşan elektrik alan 106-107 V/cm gibi yüksek bir değerdedir. En çok kabul edilen modellerden biri olan Mott&Cabrera’nın teorisine göre; yüzeyde meydana gelen oksit tabakasının gelişimi elektrik alana bağlıdır. Bu teoriye göre; metal-çözelti arayüzeyindeki potansiyel fark azaldıkça, film kalınlığı da azalmaktadır. Eğer arayüzeydeki potansiyel fark negatif olursa veya çözeltinin pH değeri yeterince düşük olursa, oksit tabakası artık termodinamik olarak kararlı olmayacak ve korozyon artacaktır.

2. Oksit film tabakası bir yarıiletken gibi davranır ve atomik yapıda kusurlar bulundurur. Atomik yapıda bulunan bu kusurlar, iyonlar ve elektronların film boyunca taşınımını belirleyen bir faktörler. Titanyum alaşımı implantlarının üzerinde TiO2 oluşumu n tipi bir yarıiletkendir. Atomsal kusurlar ne kadar fazla olursa, oksit film tabakası iyonların taşınmasına karşı o kadar dirençsiz olur ve korozyona karşı oluşan kinetik bariyer o kadar düşük olur. TiO2, kimyasal olarak homojen sayılabildiğinden dolayı, iyonik kusurlar içermez ve bu nedenle iyonik taşınıma karşı dirençlidir. Oksit film tabakasında başka kusurlar da bulunabilir ve bu kusurlar da korozyona karşı direnci etkileyebilir. Örneğin temel metal atomlarının yanına başka bir atom eklenmesi de ara yüzey boyunca elektron ve iyon taşınımını etkiler. Bu ekleme, oksit filmin karakterine göre korozyon dayanımını arttırabilir veya düşürebilir. Örneğin, Co- Cr alaşımında, metal yüzeyinde (Cr2O3) CoO yapısı oluşabilir.

39

Bu yapının basit bir iyon oksitten daha yüksek mukavemetli ve iyon difüzyonuna karşı daha dayanıklı olduğu bilinir. Bu nedenle, oksit tabakasının üzerinde bu yapının yüksek konsantrasyonda olması, metal implantın çözünmesine karşı dayanım sağlar.

3. Oksit film tabakasının spesifik hacminin, metal alaşımının spesifik hacmine oranı oksidin metal üzerine yapışık yapışmayacağını belirlemede önemli bir parametredir. Eğer metalin ve oksidin kafes parametreleri arasında büyük bir uyumsuzluk var ise; metal ve oksit arasında önemli bir gerilme oluşacaktır. Bu iç gerilmenin büyüklüğü oksit tabakasının büyüklüğüne bağlıdır. Oksit tabakasının çok kalın olması, oksit tabakasında kırılmalara neden olur ve bu durum da korozyona karşı oluşan kinetik bariyeri düşürür.

4. Yüzeyde oluşan oksit tabakası, pürüzsüz ve düz bir şekilde oluşmaz. TEM ve AFM teknikleri kullanılarak yapılan çalışmalara göre; titanyum üzerindeki oksit tabakası, oldukça pürüzlü bir yapıdadır ve düz değildir. Bu oksit tabakasının morfolojisi, asit çözeltisine daldırıldığında uygulanan potansiyel farka göre değişiklik gösterir.

5. Sürtünme korozyonu ve uygulanan gerilme gibi mekanik faktörler de oksit film tabakasında aşınma ve kırılmalara neden olabilir. Metal üzerinde daha önceden oluşmuş bir oksit film tabakası koptuğunda, oksitlenmemiş metal yüzeyi direk olarak çözelti ile temas haline geçmek zorunda kalır. Ortopedik uygulamalarda, oksit film tabakasının mekanik olarak kararlılığı ve yeni oksit tabakasının oluşum prosesi önemli bir konudur.

1.17 Eklem Yenilemesi Uygulamalarında Korozyon Etkisi

Ortopedik uygulamalarda kullanılan alaşımlarla ilgili önemli bir problem eklem implantı parçalarının konik kısımlarının korozyona uğramasıdır. Metalik malzemelerin; total eklem implantlarında kullanımının artması ile birlikte, kırılma ve gerilme kavramlarının biyomalzeme alanındaki önemi arttı. Gilbert vça, total kalça protezlerinin baş-boyun bölgesi bağlantılarında kullanılmış 148 implanttan %35’inde ciddi miktarda korozyon oluşumu meydana gelmiş olduğunu gözlemlediler. Bu malzemeler Ti-6Al-4V alaşımından yapılmış stemler ve Co-Cr başlıklardan oluşan ve Co-Cr başlıklarının üzerindeki Co-Cr stemlerdi. Kullanıma bağlı olarak meydana gelmiş gerilmeler, kırılmalara ve metal yüzey üzerinde meydana gelen oksit tabakasının abrasif olarak aşınmasına neden olur. Bu durum, metal yüzeyindeki potansiyel farkın önemli ölçüde değişmesine neden olur ve potansiyel farkı daha negatif yapar. Bu tür değişiklikler, çatlağın meydana geldiği çözelti kısmında oksijen kaybına neden olur ve çözeltinin pH’ını düşürür. Bu prosesin en önemli etkisi, oksit filmin kaybına neden olur. Oksit film tabakası kaybolunca, kinetik bariyer düşer ve taper bölgede korozif aşınma miktarı artar.

Yüzeyde meydana gelen oksit film tabakası kırıldığında, bu tabakanın mekanik dayanıklılığı ve meydana gelen elektrokimyasal reaksiyonlar ile ilgili bilgi oldukça azdır. Fakat araştırmalara göre, ortopedik uygulamalarda kullanılan alaşımlar aşındığında veya yüzeydeki film tabakası taşındığında, potansiyel fark 500mV gibi düşük değerlere inmektedir. Düşen voltaj potansiyeli bu durumda oldukça önemli bir parametredir ve oksit yapısında değişikliklere yol açar. Bütün bu nedenlerden dolayı, düşen potansiyel korozyon hızının artmasına ve implantın performansını kaybetmesine neden olur.

40

1.18 Aşınma Partikülleri ve Osteoliz

1.18.1 Partiküllerin kaynağı

Yapılan çalışmalara göre; revizyon cerrahisi sırasında alınan periprostetik aşınma partiküllerinin analizinde bunların, implant materyallerden kaynaklanmış olabileceği sonucuna ulaşılabilir. Bu implant malzemeler ultra yüksek molekül ağırlıklı polietilen, titanyum alaşımı, paslanmaz çelik, kobalt-krom alaşımları, seramikler ve polimetilmetakrilattan yapılmış, ortopedik uygularda kullanılan biyomalzemelerdir. Ortopedik uygulamalarda en sık rastlanan partiküller ultra yüksek molekül ağırlıklı polietilen kaynaklıdır. Asetabular cup ile eklem yapan metal veya seramik femur başı arasındaki sürtünme sonucunda partiküller üretilir ve bu protezin normal bir fonksiyonu sonucudur. Yapılan in vitro ve in vivo çalışmalarda aşınma sonucu üretilen polietilen partiküllerin osteolize neden olduğu belirlenmiştir. Ayrıca, başın zamanla polietilen cup içine penetrasyon hızı ile gelecekte hastada osteoliz gelişmesi arasında güçlü bir korelasyon olduğu gösterilmiştir. Ortalama penetrasyon hızı 0.2 mm/yıl bulunmuş olup 0.3 mm/yıl üzerinde penetrasyon hızı olan hastaların tümünde osteoliz gözlemlenir.

Belirgin periprostetik kemik kaybına fazla miktarda polietilen aşınmasının yol açtığı kabul edilmekle beraber metalik partiküllerin de etkisi büyüktür. Gevşemiş implantlarla yapılan çalışmalar Ti-6Al-4V’dan yapılan implantın çevresinde Co-Cr’dan yapılan implantlara göre artmış partikül konsantrasyonu olduğunu ve periprostetik dokular ile sinoviyal sıvıda yüksek miktarda Ti partikül yükü göstermiştir. Ağır vakalarda, fazla miktarda titanyum partikülünün progresif kemik kaybına neden olduğu erken implant gevşemeleri tespit edilmiştir. Ayrıca, ortopedik implant materyallerinin aşınma partikülleri yalnızca periprostetik dokularla sınırlı değildir, hem metalik hem de polimerik submikron boyutundaki partiküller kalça protezi yapılan hastalarda bunların üretildiği sahalara ve efektif eklem aralığına uzak bölgelerde, kemik iliği stroması, dalak, karaciğer ve böbreklerde tespit edilmiştir.

1.18.2 İn vitro çalışmalar

Partikül biyoreakvitesi

Genel olarak kabul edilen görüşe göre aşınmaya bağlı osteoliz bir dizi biyolojik reaksiyonun toplamı sonucu gelişen periprostetik kemik kaybıdır. Aşınmaya bağlı osteolizi başlatabilecek çok sayıda faktör olmakla birlikte, periprostetik osteoliz temelde:

1) Partiküllere cevap olarak üretilen inflamasyon mediatörleri veya partiküllerin direkt yol açtığı kemik rezorpsiyonunda artış

2) Normal osteoblast aktivitesin partiküller tarafından supresyonu sonucu kemik yapımının azalmasının bir sonucudur.

aşınma partiküllerine karşı inflamatuar cevap

41

1993 yılında Haynes ve ark. Cr-Co ve Ti-6Al-4V ‘dan oluşan partiküllerin uyardığı insan monositleri tarafından üretilen sitokin çeşitlerini incelemişler ve tüm partikül tiplerine karşı, IL-1,IL-6, TNF-α, PGE2 salındığını bildirmişlerdir. Bu sonuçlar fagositik hücrelerin maddeye bağımlı olarak aşınma partiküllerine inflamatuar cevap verdiğini göstermektedir. Partikül biyoreaktivitesi ile ilgili yapılan çalışmalardan elde edilen sonuçlar her bir hücre tipinin partikül stresine farklı şekilde yanıt verdiğini ve bunun da partikül konsantrasyonu,boyunu, maddesi ve maruz kalma süresi ile ilgili olduğunu göstermektedir. Partikül stresine yanıt olarak inflamatuar mediatörleri serbestleştiren hücrelerin makrofajlar, osteoblastlar, dev hücreler ve fibroblastlar gibi karışık bir gruptan oluştuğu görülmüştür.

partikül ilişkili osteoliz

Osteklast progeniterlerinin kemik-implant arayüzeyinde toplanması ve sitokinlerin etkisiyle kemik rezorbe eden olgun osteoklastlara dönüşmesi aşınmaya bağlı osteolizisin erken dönemlerinde kritik bir rol oynamaktadır. Sabokbar ve ark.’nın yaptığı araştırmada M-CSF ve TNF-α varlığında insan artroplasti kökenli makrofajlarının in vitro osteoklastik farklılaşma yeteneği olduğunu ve tartrat-rezistan asid fosfataz ile vitronektin reseptörü ekspresyonu yaparak TNF- α ve IL-1’e yanıt olarak lakunar kemik rezorpsiyonu sinerjik etki yapabildiği bildirilmiştir. Bu bulgular kemik ilği kökenli osteoklast prekürsörlerinin sürekli olarak yüksek partikül konsantrasyonu ve artmış sitokin düzeylerine maruz kalmasının muhtemel olduğu periprostetik mikroçevrede kümülatif katkılarla kontrolsüz bir osteoklastik aktviteye yol açtığını düşündürmektedir.

Aşınma partiküllerine yanıt olarak inflamatuar cevap vermelerinin dışında partikül tarafından uyarılan makrofajlar direkt kemik rezorpsiyonunu da başlatabilmektedirler. Nakashima ve ark. insan makrofajlarının 0.2-10μm büyüklüğünde olan Ti ve PMMA partiküllerine cevap olarak artmış miktarda mRNA ekspresyonu ve metalloproteinaz üretimi yapabileceğini göstermiştir. Bunun dışında Yao ve arkadaşları da fibroblastların da partikül stresine yanıt olarak osteolitik enzimler üretebileceğini, özellikle de Ti partiküllerine yanıt olarak artmış kollegenaz ve stromelizin ekspresyonu yapabileceğini göstermiştir. Spesifik olarak paslanmaz çelik partikülleri en yüksek IL-1 seviyelerini indüklerken Ti-6Al-4V partikülleri ise IL-6 ve PGE2’nin en güçlü stimülatörüdür, bu durum fagositik hücrelerin aşınma partiküllerine materyal bağımlı yanıt verdiğini akla getirmektedir. Başka çalışmalarda da aynı büyüklükteki farklı materyal kaynaklı partiküllerin ve aynı materyalin farklı büyüklükteki partiküllerine yanıt olarak salgılanan sitokin miktarının farklı olduğunu göstermiştir. Bu çalışmalardan elde edilen sonuçlar her bir hücre tipinin maruz kalınan zamana bağlı olarak değişik şekilde olduğunu göstermektedir. Mevcut bilgilerimize göre, partikül stresine yanıt olarak inflamatuar mediatör salgıladığını bildiğimiz makrofajlar, osteoblastlar, dev hücreler ve fibroblastlardır.

42

Şekil 7.22 Osteoliz süreci. Eklem yapan yüzeylerde üretilen aşınma partikülleri kemik-implant arayüzeyine göç ederler. Makrofajlar aşınma partiküllerini fagosite ederler ve TNF-α, IL-1, PGE ve IL-6 gibi inflamatuar mediatörleri salırlar(A). Bu mediatörler ve sitokinler kemikte devamlı osteoklastik rezorpsiyonu başlatırlar(B). Periprostetik osteoliz fiksasyon kaybına ve implantta gevşemeye ve ağrıya neden olur (C) [5]

Kemik oluşumunun partikülle baskılanması

Osteoblast fonksiyonlarında bozulma azalmış periprostetik kemik oluşumu ve implant gevşemesinde önemli bir faktördür. Ti parkikülleri ile yapılan değişik çalışmalarda bunların değişik yollardan etki ederek osteoblastların fonksiyonlarını bozduğu bilinir. Bu etkilerden dolayı kronik partikül ilişkili supresyon kemik-implant yüzeyindeki remodelasyonunu bozarak periprostetik osteolize yol açmaktadır.

1.18.3 Metal iyonlarının serbestleşmesi

Metaller sıvı ortamda korozyon yoluyla metal iyonlarını serbestleştirirler, bu nedenle prostetik implantlardan serbestleşen metal iyonlarının TipIV aşırı duyarlılığa neden olarak sinoviyal inflamasyon, periprostetik osteoliz ve protez gevşemesine yol açma potansyeli olabilir. Birkaç yayında ikinci kuşak metal-metal kalça eklemi protezlerde metal aşırı duyarlılığı ve bununla ilgili olarak implant gevşemesi görülebileceği ile ilgili şüpheler üzerinde durulmuştur, ancak bunlarda lenfositik infiltrasyonun sebebinin metal alerjisi olduğuna dair geçerli bir kanıt gösterilememiştir; ayrıca periprostetik dokulardaki lenfosit infiltrasyonu ile osteoliz arasında ilişki kurulamamıştır [5].

43

1.19 Histolojik (doku bilimsel) Özellikler

Modern implantlarda, implantı çevreleyen dokular, osseointegrasyon (Osseointegrasyon: canlı kemik dokusu ile fonksiyondaki titanyum implant malzemesi arasında, 100 büyütmede ışık mikroskobunda gözlenen direk temastır. Vücudun, içindeki yabancı bir cismin ya da vücut tarafından üretilen ancak istenmeyen bir oluşumun, yok edilememesi durumunda, zarar vermemesi amacıyla, vücut tarafından bir bağ dokusu ile çevrelenerek bir koruyucu bariyer/bir kapsül oluşturmasıdır.) alanları ve polietilen ile eklem protez cihazlarındaki sement (çimento) birikintisine yönelik değişken bir vücut –yabancı cisim tepkisi içerebilirler.

Metallerin bozunmasından dolayı ortaya çıkan yavaş bozunma ürünü salınımına ait spesifik bir histolojik kanıt yoktur, yani histolojik tepkilerin tüm metalik implantlarda olduğu bilinmektedir ve bu tepkiler metalin türüne özgü değildir, genel tepkilerdir. Gene de, hızlandırılmış korozyon ve doku tepkileri, dokuların etrafındaki çok parçalı protezlerde bulunduğu ispat edilen, belirlenebilen korozyon ürünleri direkt olarak ilişkili olabilir.

1.19.1 Paslanmaz çelikler

Paslanmaz çeliklerden imal edilmiş olan iç sabitleme araçları etrafında bulunan dokuların histolojik (hücre seviyesindeki) bölümleri, genellikle düşük miktarda enfeksiyona sebep olarak ya da hiç enfeksiyona sebep olmadan, ilgili protez aracının yüzeyinin çoğunu kaplayan bir fibroz membran ile birlikte enkapsülasyon gösterir.

Ancak, vida bağlantılarında, bu membranlar (zarlar) sıklıkla, makrofaj (mikropları yiyen bağışıklık hücreleri), yabancı cisim-vücut etkileşimi sonucunda oluşan dev hücreleri ve iki tip korozyon ürününe bağlı olarak değişen sayılarda lenfositler (bağışıklık hücrelerinden bir diğeri, mikropların artıklarını yerler.) içerirler. İlk grup lenfositler, demir içerikli granüller içerirler, ikinci grup lenfositler ise, ki mikroplate olarak adlandırılırlar, nispeten büyük boyutlarda krom partikülleri içerirler.

Mikroplateler, dokunun içinde sıkıca paketlenmiş halde bulunur, bu tabakamsı partiküller, 0.5 mm’den, 5.0 mm’ye kadar boyutlarda kümelenebilirler.

Hemosiderin (demirli protein) benzeri granüller, mikroplate tabakaları etrafında bulunurlar, ancak bu tanecikler tek başınadırlar. Bu tanecikler yeşil-kahverengi ve ağırlıklı olarak küreseldirler, çapları 0.1 ila 3 ya da daha fazla mikrometre arasında değişir. Ağırlıklı olarak hücreiçidirler, çoğunlukla makrofajların içindedirler, ancak diğer periprostetik (protezin çevresindeki fibröz (bağ) dokusunu oluşturan) hücrelerin (örneğin fibroblastların (bağ dokusu oluşturan hücre)) içinde de bulunabilirler. X ışını difraksiyonu göstermiştir ki, bu granüller iki ya da daha fazla demir oksitin, α-Fe2O3 ve σ-Fe2O3’ün, ve hidratlı demir oksitlerin α-Fe2O3·H2O ve σ-Fe2O3·H2O karışımını içerir.

1.19.2 Co temelli alaşımlar

Modüler bağlayıcı ürünlerin korozyon davranışı, Co-Cr alaşımı ya da Ti-6Al-4V alaşımından imal edilmiş femoral gövde ile eşleştirilmiş modüler kafaların korozyon davranışına benzerdir.Elektron mikroprob enerji dağınımlı X-ışınları çözümlemesi ve Fourier dönüşüm infrared (kızılötesi) mikroprob spektroskopi ile yapılan testlerde, birincil korozyon ürünü, Krom

44

Fosfat Hidrat (Cr(PO4)4H2O)-zengin malzemesi olarak belirlenmiştir ki buna ortofosfat adı verilmiştir.

Bu korozyon ürünü, modüler kafa-boyun bağlantı noktasında ve partikül olarak, eklem kapsülünün içinde, kemik-implant arayüzeyi membranlarında ve femoral osteolitik lezyonlarda bulunabilir.Ortofosfat’ın partikülleri UHMWPE asetabular yuvaların, yük taşıyan yüzeylerinde bulunmuştur ve bunların, three-body aşınmasına ve artan düzeyde polietilen birikinti üretimine katkıda bulunduğu varsayılmıştır.Krom Ortofosfat Hidrat zengini korozyon ürünlerinin partikülleri, dokular içerisinde mikronaltı boyutlardan, 500 mikrometrelik boyutlara kadar birikinti yapmış halde bulunmuştur.

1.19.3 Ti temelli alaşımlar

Ti temelli alaşımlardan üretilmiş implantlara komşu olan dokuların histolojik bölümlerinde araştırılan bozunma ürünleri, paslanmaz çelik ve Co temelli alaşımlardan salınan partiküllerden farklı bir yapıdadır. Ti temelli alaşımların dikkate değer korozyon dirençlerine rağmen, periprostetik dokularda, metalik birikintiler yüzünden meydana gelen doku rengi kaybı ile ilgili ısrarlı raporlar vardır. Bu partiküller, Ti alaşım implantlarının etrafındaki yerel dokuların içinde gözlenmişledir ve bu partiküller, paslanmaz çelikler ve Co-Cr alaşımlarının korozyona uğraması sonucu çökelen korozyon ürünlerinin aksine, ana alaşımla aynı element bileşimine sahiptir. Bununla birlikte, aşınma birikintisi, elektrokimyasal çözünme için, muazzam bir yüzey alanı oluşturur. Bu da, büyük ihtimalle, Ti implant uygulanmış hastaların vücudundaki Ti miktarının artışına katkıda bulunan ana faktördür.

Şekil 7.23 Transmisyon (geçirimli) elektron fotomikrografları. (A) Fagosite edilmiş Ti partiküllerini içeren bir makrofaj (B) Bütünleşik Ti birikintisi tarafından kaplanmış bir endotel hücresi. Bu numuneler, posterolateral birleşme kitlesini kaplayan bir doku örneğinden elde edilmiştir (16 haftalık otograft ve Ti) (orijinal TEM büyütmesi: 20.000 x) [3]

(Otograft: Aynı hastadan doku alıp yine o hastaya emplante etmek.)

45

8. AŞIRI DUYARLILIK

Ortopedide hastayı ve cerrahı en çok üzen, tedavisi en zor ve en pahalı sorunlardan biri enfeksiyon karşımızda durmaktadır. Son yıllarda kullanımları gittikçe sıklaşan çeşitli implantlar ve bu arada en önemlisi total kalça ve diz protezleriyle spinal enstrumentasyon bu sorunun en sık yaşandığı uygulamalardır. Evrim sonucu insan organizması kendisini çok çeşitli mikroorganizmalardan koruyacak biçimde gelişmiştir. Bir çok koşulda kompleks humoral ve hücresel mekanizmalar etkili bir korunma sağlar. Buna rağmen bazen mikroorganizmalar kazanırlar ve enfeksiyon gelişir. Organizmaya implante edilebilen tıbbi cihazların gelişmesiyle bu ilişki daha da karmaşık hale gelmiştir. Ortopedik protezlerden sonra gelişebilen protez enfeksiyonları tıpta en tehlikeli ve dirençli enfeksiyonlar olarak gösterilmektedir. Ortopedik implantasyon sonrası enfeksiyon gelişme olasılığını etkileyen faktörler hastaya ait değişkenler, cerrahi teknik, implantın özellikleri sayılabilir. Protez yapımında kullanılan bazı metallerin korozyonu ile salınan parçalar sitotoksik etki yaparak immun mekanizmayı olumsuz etkileyebilir. Ortopedik biyomalzemelere verilen olumsuz cevaplardan birisi metal alerjisi veya metalik biyomalzemelere karşı aşırı duyarlılıktır. Salınan iyonlar her ne kadar kendi başlarına duyarlı olmasalar bile vücut proteinleri ile kompleks oluşturarak bağışıklık sisteminde aktif olurlar. Bu metal protein kompleksleri insan vücudunda klinik uygulamalarda alerjen olmaya adaydır. Polimerk aşınma döküntüleri canlı içi uygulamalarda kolayca kimyasal olarak bozunmaz, alerjik tip bir bağışıklık yanıt olarak görülmezler. Berilyum, nikel, kobalt, krom metal duyarlılık gösteren metallerdir.

Tip 4 aşırı duyarlılık reaksiyonu, hücre aracılığıyla aşırı duyarlılık olarak da adlandırılır, etken bileşenler bağışıklık sistemi hücreleridir. Değişik alt grupları vardır; Gecikmiş tip aşırı duyarlılıkta, etken hücreler T lenfositleri ve antikorları bu lenfositlere sunan özelleşmiş hücrelerdir. Antikorlar bağışıklık sistemindeki etkin hücrelere sunulmadan önce işlenir, bunu antikorla karşılaşan dokuda yerleşik olan makrofaj, Langerhans hücresi veya damar endotel hücresi gibi hücreler gerçekleştirir. Kendisine antikor sunulan T lenfosit aktif bir hale geçer ve bazı sitokinler salgılar, bu sitokinlere örnek olarak tümör nekroz faktörü (TNF), interlökin 2 (IL-2), ve interferon gama (IFN-gama) verilebilir, bu sitokinler, bağışıklık sistemindeki hücreleri uyarır ve etkinleşmelerini sağlarlar. Temel etken hücre, makrofajlardır, bu hücreler doku düzeyinde antikoru ortamdan kaldırmak için etkinlik gösterirler, makrofajlar daha sonra gelişen gerileme fazında da rol oynarlar. Bazı örnekleri, kontakt dermatit, BCG aşısı veya tüberküloz etkeni ile karşılaşma sonrası gelişen PPD testi, olarak sıralanabilir. Gelişmesi saatler ve günler alır. Bazı kronik alerjik hastalıklar veya parazit infeksiyonlarında gelişen hücresel bağışıklık yanıtında etken hücre makrofaj değil de eozinofil ve bazofil hücrelerdir. Bazı örnekleri, kronik astım, kronik alerjik rinit, gibi hastalıklarıdır Sitolitik T lenfositlere (STL), bağlı gelişen hücresel bağışıklık yanıtı, bu tip reaksiyonda, antijen ile uyarılmış STL hücreleri, zarlarında özel antijen kompleksi bulunan hücreleri ortamdan kaldırırlar. Bu bağışıklık reaksiyonu, viral infeksiyonlara ve organ transplantasyonlarına karşı gelişir. Doğal öldürücü hücreler (natural killer cells) tarafından meydana gelen hücresel bağışıklık, bu hücreler yüzeylerinde immün globulin veya T hücresi reseptörü taşımayan büyük lenfosit (Akyuvar) hücreleridir. Virüs veya mikropla infekte olmuş hücreleri, ve tümör hücrelerini eritici mekanizmaları öldürerek doğal bağışıkta rol oynarlar [7].

46

Şekil 8.24 Hücre aracılı aşırı duyarlılık [7]

Şekil 8.25 Ertelenmiş tip aşırı duyarlılığın basamakları [7]

47

9. SONUÇLAR

Genel anlamda; ortopedik malzemelerin seçiminde, üretilebilirlik, şekil verilebilirlik, kullanım esnasında maruz kalınacak gerilmelere karşı dayanım, biyouyumluluk, toksik etkisi ve vücut sıvılarının korozif etkilerine karşı dayanım gibi özellikleri ön plana çıkmaktadır. Ortopedik malzemelerin vücutta kullanım yerleri, kişinin ağırlığı ve günlük aktiviteleri göz önüne alınmak suretiyle belirlenecek mekanik yüklere göre, dayanım sağlayacak mekanik özelliğe sahip malzeme seçimi yapılmalıdır. Ortopedik malzemelere ait mekanik özellikler, metin içinde verilen tablolardan alınabilir. Biyouyumlu malzeme seçimi için de, malzemelerin biyouyumlulukları hakkında verilen bilgiler göz önüne alınmalıdır. Kullanılacak olan biyomalzemelerin, korozyon açısından kişinin biyolojik yapısına uygunluğu, vücut sıvılarından alınacak numuneler içinde veya buna çok yakın bileşimde hazırlanacak çözeltiler içinde test edilmelidir. Bununla birlikte; uygulama işleminden önce, kişinin ortopedik malzemelere karsı alerjik yapısı, dermatologlar tarafından çeşitli alerji testleri ile (Yama testi olarak da bilinen Patch Testi gibi) araştırılmalıdır. Dokular genel olarak; sert ve yumuşak dokular olmak üzere iki gruba ayrılmaktadır. Sert dokulara örnek olarak; kemik ve diş, yumuşak dokulara örnek olarak da; kan damarları, deri ve bağlar verilebilir. Yapısal uyumluluk düşünüldüğünde, metaller ya da seramikler sert doku uygulamaları için, polimerler ise yumuşak doku uygulamaları için seçilebilir [2].

48

KAYNAKLAR

[1] Çalış M.,Demir H., Diz Artroplastisi Rehabilitasyonu , tipdergisi.erciyes.edu.tr/project6/100.pdf [2] Güven Ş., Ortopedik Malzemelerin Biyouyumlulukları ve Mekanik Özelliklerine göre Seçimi, 2. Ulusal Tasarım İmalat ve Analiz Kongresi ,Kasım 2010, Balıkesir

[3] Park S., Biomaterials Science and Engineering ,College of Engineering University of Lawa ,2005,London

[4] Pasinli A.,Aksoy S.,Yapay Kemik Uygulamaları İçin Hidroksiapatit, Biyoteknoloji Elektronik Dergisi ,Cilt 1 ,No 1,2010,İzmir

[5] Ratner D.B.,An İntroduction to Materials in Medicine ,Second Edition,Elseiver Academic Press,2004

[6] http://www.bccresearch.com/report/biocompatible-materials-human-body-hlc010d.html

[7] http://www.ncbi.nlm.nih.gov/books/NBK27136/

49