NGHIÊN CỨU TÍNH TƯƠNG THÍCH SINH HỌC CỦA HỢP KIM ZK60 TRÊN IN VITRO VÀ NẸP VÍT HỢP KIM ZK60 TRONG KẾT XƯƠNG ĐỘNG VẬT THỰC NGHIỆM (bản word)

ĐẶT VẤN ĐỀ Vật liệu sử dụng trong kết xương đã được nghiên cứu và phát triển từ lâu và được ứng dụng rộng rãi trong ngoại khoa. Trong những năm gần đây, nhu cầu của vật liệu kết xương đang ngày càng gia tăng. Xuất phát từ thực trạng được cho là sự gia tăng của các bệnh lý về khớp như thoái hóa xương khớp,… 1, và các chấn thương gây gãy xương do tai nạn giao thông, tai nạn lao động... ngày càng tăng. Vì vậy, có thể nói vật liệu kết xương có một ý nghĩa vô cùng quan trọng đối với chuyên ngành chấn thương chỉnh hình. Tuy nhiên, hiện nay các vật liệu được sử dụng trong chấn thương chỉnh hình chủ yếu hiện nay là inox 316L, hợp kim CrCo, hay hợp kim Titan 2. Trong quá trình điều trị trên bệnh nhân cụ thể, các vật liệu kết xương này thể hiện một số nhược điểm như mô đun đàn hồi cao hay có sự ăn mòn hoặc mài mòn trong môi trường cơ thể người bệnh. Bên cạnh đó, sau khi xương liền hoàn toàn, cần thực hiện một cuộc phẫu thuật để lấy bỏ vật liệu kết xương ra khỏi cơ thể. Đây là nguyên nhân ảnh hưởng đến sức khỏe của người bệnh, làm tăng chi phí cũng như thời gian đáng kể cho cho quá trình điều trị, ảnh hưởng đến công việc, học tập và một phần làm quá tải bệnh viện. Để giải quyết triệt để các điểm tồn tại này, một số tác giả trên thế giới đã và đang tập trung nghiên cứu và phát triển các hệ vật liệu kết xương mới, trong đó có hệ thống vật liệu tự tiêu hợp kim nền Mg, với mục tiêu tìm kiếm một hệ vật liệu mới có độ bền tăng, mô đun đàn hồi tương đương với mô đun đàn hồi của xương, tính tương thích tốt với môi trường cơ thể sống cũng như có khả năng tự tiêu trong cơ thể một cách tự nhiên để tránh một cuộc phẫu thuật để tháo phương tiện kết xương khi quá trình liền xương chắc đã hoàn thành. Hệ thống vật liệu tự tiêu nền Mg hiện tại trên thế giới phát triển ba hệ chính là hệ vật liệu AZ, WE và ZK 3. Trên mỗi hệ vật liệu có những điểm hạn chế nhất định: Hệ vật liệu AZ mô đun đàn hồi thấp, dẻo nên mặc dù tính tương thích sinh học và tự tiêu tốt nhưng khả năng áp dụng trên lâm sàng còn hạn chế, hệ vật liệu WE có những ưu điểm vượt trội và riêng biệt, tuy nhiên thành phần cấu tạo của WE là các nguyên tố hiếm, không có sẵn trong nước nên để có thể phát triển nghiên cứu và ứng dụng rộng rãi hệ vật liệu này trên lâm sàng thì giá thành sản phẩm rất cao. ZK là hệ vật liệu có thể khắc phục được các nhược điểm nói trên, đã có nhiều công bố quốc tế với các dạng hợp kim nền Mg. Các hệ vật liệu sẽ khác nhau về hàm lượng Mg trong vật liệu, khác nhau về đối tượng nghiên cứu trên động vật như chuột, chó, lợn…4. Vật liệu ZK60 là hệ vật liệu nền Mg với mục tiêu giải quyết một phần lớn các điểm còn tồn tại cần giải quyết của hai hệ vật liệu AZ và WE. Trên cơ sở vật liệu nguyên khối ZK60, chúng tôi thiết kế nẹp vít và phối hợp với một công ty chuyên gia công phương tiện kết xương tại Việt Nam chế tạo với kích thước phù hợp trên động vật để đánh giá tính tương thích sinh học của vật liệu nghiên cứu trên thực nghiệm. Chúng tôi kỳ vọng rằng với kết quả nghiên cứu này là cơ sở để mở rộng nghiên cứu về khả năng, tốc độ tự tiêu, hỗ trợ quá trình liền xương, tiêu chuẩn cơ lý tính của các dạng nẹp vít khi sử dụng trên người và tiềm năng có thể cung ứng thêm một hệ vật liệu mới có thể sử dụng trên lâm sàng trong chuyên ngành chấn thương chỉnh hình và tạo hình. Dựa trên những cơ sở lý luận nói trên, chúng tôi tiến hành thực hiện đề tài “ Nghiên cứu tính tương thích sinh học của hợp kim ZK60 trên in vitro và nẹp vít hợp kim ZK60 trong kết xương động vật thực nghiệm” tại Việt Nam. Do đó, chúng tôi để xuất cho đề tài nghiên cứu này nhằm 2 mục tiêu: 1. Đánh giá tính tương thích sinh học của hợp kim ZK60 trên in vitro. 2. Đánh giá tính tương thích sinh học của nẹp vít hợp kim ZK60 trong kết xương trên động vật thực nghiệm.  CHƯƠNG I TỔNG QUAN TÀI LIỆU 1. Lịch sử nghiên cứu và sử dụng vật liệu kim loại trong ngoại khoa. 1.1. Lịch sử nghiên cứu vật liệu kim loại trong ngoại khoa Việc sử dụng kim loại trong thực hành ngoại khoa đã được hình thành từ rất sớm. Nghiên cứu đầu tiên được thực hiện bởi Levert (1829). Tác giả đã sử dụng bạc, vàng, chì và platinum thử nghiệm khâu động mạch trên chó để đánh giá tính tương thích sinh học của mỗi loại hợp kim 5. Những nghiên cứu này làm nền tảng cho sự phát triển và ứng dụng kim loại trong ngoại khoa. Đầu thế kỷ XX, ngành công nghiệp luyện kim và nghiên cứu chế tạo vật liệu mới phát triển, một số loại kim loại có đặc tính chống ăn mòn và có cơ tính tốt hơn đã được chế tạo thành công như hợp kim crôm ni ken, hợp kim cô ban, ti tan và hợp kim ti tan.... Các phương tiện kết xương được chế tạo từ những vật liệu này đã được sử dụng trên lâm sàng như nẹp Lane (1914), dây thép chế tạo từ hợp kim crôm ni ken mang ký hiệu AS2, AS4 (Böhler1919), đinh Smith Peterson (1931), đinh Küntscher (1940), nẹp Danis (1949), nẹp nén ép AO (Müller 1965). Trong quá trình nghiên cứu, Pidhorz L. và cộng sự (1975) đã đưa ra những tiêu chuẩn đánh giá vật liệu tốt có thể cấy ghép vào cơ thể thỏa mãn các yêu cầu sau đây 6: Tương thích với các tổ chức lân cận, không gây ra yếu tố độc hại cho cơ thể. Bền trong môi trường chịu ăn mòn và xâm thực đặc biệt. Phải đảm bảo tính chất cơ lý. + Đủ độ cứng và độ bền cơ học để chống được sự cọ sát mài mòn và chịu được lực kéo nén. + Không bị thay đổi tính chất vật liệu khi khử trùng ở nhiệt độ tương đối cao. + Có khả năng gia công thành các chi tiết có hình dạng khác nhau. Giá thành làm ra vật liệu và chế tạo ra chi tiết xã hội chấp nhận được. Trên thực tế, chưa có vật liệu nào thoả mãn một cách tuyệt đối những tiêu chuẩn như đã nêu ở trên. Chẳng hạn, bạch kim có độ bền cơ học tốt, vàng có độ bền cao trong môi trường ăn mòn nhưng lại mềm và những vật liệu này có giá thành cao. Thép không gỉ đang được chấp nhận là một loại vật liệu thích ứng tương đối nhất với những yêu cầu đặt ra. Ngoài ra các kim loại và các hợp kim như ti tan, hợp kim cô ban crôm, tantalum, platinum, vật liệu gốm ... cũng đang được ứng dụng rộng rãi trong y tế. 1.2. Một số kim loại dùng trong y khoa 1.2.1. Thép không gỉ (thép 316L) Thép không gỉ hay hợp kim crôm niken là loại thép không bị ôxy hoá trong môi trường khí quyển, bền trong môi trường ăn mòn và xâm thực. Năm 1926, thép không gỉ 188 (18% Chromium 8% Nickel) được sử dụng để chế tạo các phương tiện kết xương. Thép có khả năng chống ăn mòn trong môi trường dịch của cơ thể. Đến cuối năm 1926, thép không gỉ 188SMo có chứa một lượng nhỏ molipdenium để tăng tính chống ăn mòn trong môi trường nước muối đã được ứng dụng và gọi là thép 316. Đến năm 1950, hàm lượng carbon trong thép này giảm từ 0,08% xuống còn 0,03%, có độ chống ăn mòn tốt hơn và được gọi là thép 316L 7. Theo hệ thống phân loại của AISI cho kim loại, số 316 thể hiện tiêu chuẩn xác định thép được phép ứng dụng trong lâm sàng. Chữ số 3 chỉ nhóm thép (dựa trên thành phần AISI phân thành 4 nhóm: nhóm 200 gồm có crôm, niken, mangan; nhóm 300 gồm có crôm, niken; nhóm 400 có crôm; nhóm 500 là nhóm có hàm lượng crôm thấp). Hai số cuối chỉ một phân nhóm đặc biệt (16% crôm). Chữ L chỉ hàm lượng các bon thấp (0.03%). Đây là loại thép được sử dụng chế tạo phương tiện kết xương phổ biến nhất hiện nay do đáp ứng được các tiêu chuẩn mà Pidhorz L. đã đưa ra một cách tương đối nhất. Năm 1992, Bộ Khoa học Công nghệ và Môi trường đã triển khai đề tài cấp nhà nước mang mã số KC ĐL 20 92, đã sản xuất thành công thép không gỉ để ứng dụng trong lĩnh vực chấn thương chỉnh hình (thép K92). Một số tác giả đã nghiên cứu sử dụng các loại phương tiện kết xương chế tạo từ phôi thép K92 trên lâm sàng đã cho kết quả tốt và an toàn. Nghiên cứu thực nghiệm trên động vật đã được thực hiện tại Viện Quân y 108 từ 1992 đến 1994. Thực hiện nghiên cứu trên 15 con chó được chia làm 5 lô, mỗi lô 3 con, 4 lô dùng nẹp vít chế tạo từ thép K92, 1 lô dùng nẹp vít SMIC của Trung Quốc. Nẹp vít được đặt vào mặt ngoài đùi chó. Kết quả thí nghiệm cho thấy có phản ứng xơ hoá bao quanh nẹp vít, phản ứng điện hoá trên bề mặt nẹp, hiện tượng xốp hoá xương dưới nẹp, sự biến đổi của bề mặt nẹp. Mặc dù vậy, nẹp vít K92 vẫn liên kết chặt chẽ với xương, có hiện tượng bồi đắp xương rõ nhất ở hai đầu nẹp, không có sự thay đổi bất thường về hình thái cấu trúc tế bào của mô quanh nẹp vít, không có hiện tượng thải loại nẹp vít. Các hiện tượng trên không có gì khác biệt so với nẹp SMIC. Vì vậy, thép K92 do Viện luyện kim để chế tạo đủ độ tin cậy dùng trên người và cho phép tiến hành nghiên cứu giai đoạn II trên người. Năm 1994, Lưu Hồng Hải đã tiến hành nghiên cứu giai đoạn II trên người. 60 bệnh nhân gãy thân xương dài được chia thành 2 nhóm: 30 bệnh nhân được mổ kết xương bằng nẹp vít K92 và 30 bệnh nhân đối chứng được kết xương bằng nẹp vít nhập ngoại của Đức (hãng B. Brawn) và nẹp vít Lane (của Liên xô cũ). Tác giả nhận thấy không có sự khác biệt có ý nghĩa thống kê về phản ứng mô học, sự biến đổi của bề mặt nẹp vít, chất lượng của khối can xương. Tác giả kết luận nẹp vít K92 sản xuất trong nước có thể sử dụng an toàn trong điều trị gãy xương trên lâm sàng 8. Từ năm 1992 đến năm 1996, Vũ Tam Tỉnh sử dụng nẹp vít Cotrel Dubousset cải tiến, chế tạo từ thép K92 để điều trị cho 37 bệnh nhân gãy cột sống lưng và thắt lưng cho kết quả tốt, độ vững chắc và độ tin cậy cao, tỷ lệ biến chứng tương đương với nẹp thân đốt và dụng cụ của Cotrel Dubousset 9. Năm 1995, Nguyễn Thái Sơn đã điều trị gãy xương hở cho 83 bệnh nhân bằng khung cố định ngoài tự tạo theo mẫu của F.E.S.S.A, chế tạo tại Viện Công nghệ từ thép K92 cho kết quả liền xương 91,6%, phục hồi cơ năng tốt 96,6%. Do đó, do đó có thể thấy vật liệu K92 là vật liệu đủ độ tin cậy sử dụng điều trị trên người. Năm 2002, Nguyễn Thái Sơn đã sử dụng đinh đàn hồi Metaizeau chế tạo trong nước từ thép K92 để điều trị gãy thân xương đùi cho 30 bênh nhân từ 417 tuổi tại bệnh viện SaintPaul. Kết quả cho thấy cả 3030 bệnh nhân đều liền xương, cơ năng tốt 2530 bệnh nhân, khá 530 bệnh nhân, không có kết quả xấu, ít biến chứng. Năm 2002, Đặng Minh Tú sử dụng nẹp vít nhỏ sản xuất trong nước từ phôi thép K92 để kết hợp xương cho 113 bệnh nhân gãy xương tầng giữa mặt đã cho kết quả khả quan (tốt: 86.7%, khá: 13.3%, không có kết quả kém), nẹp vít không có phản ứng với cơ thể, sử dụng tiện lợi, có đủ độ cứng và độ bền cơ học để cố định vững chắc các gãy xương vùng mặt, nẹp dễ uốn theo 3 chiều không gian giúp cho việc tạo hình khối xương tầng giữa mặt thuận lợi, giá thành rẻ. Năm 2005, Nguyễn Sóng Biển báo cáo kết quả sử dụng 162 đơn vị nẹp vít kết xương hàm dưới cho 81 bệnh nhân, trong đó 41 bệnh nhân kết xương bằng nẹp vít nhập ngoại và 40 bệnh nhân kết xương bằng nẹp vít sản xuất trong nước từ phôi thép K92. Kết quả ở nhóm kết xương bằng nẹp vít sản xuất trong nước từ thép K92 (tốt: 85%, khá: 15%), tương đương với nhóm kết xương bằng nẹp vít nhập ngoại với độ phù hợp Kappa = 0.625. Thép K92 được đánh giá đạt tiêu chuẩn về độ bền cơ học, tính chất lý hoá học tương đương với thép không gỉ ngoại khoa của các nước có nền công nghiệp luyện kim tiên tiến và đã được cho phép sử dụng để chế tạo phương tiện kết xương ứng dụng trên người. Thép có thành phần hoá học (bảng 1.1), tính chất cơ lý, tính chống gỉ và cấu trúc kim loại tương ứng với vật liệu mà các nước đang dùng cũng như các mẫu đối chứng của nước ngoài đang có ở trong nước. Năm 2011, Trần Anh Tuấn thực hiện đề tài “Nghiên cứu ứng dụng đinh nội tủy ngược dòng có chốt, chế tạo từ thép K92 để điều trị gãy kín thân xương đùi” trong luận án tiến sỹ 10. Kết quả điều trị trong tổng số 40 bệnh nhân với 42 thân xương đùi bị gãy. Tuổi trung bình là 40,5 tuổi thì 17 bệnh nhân gãy xương đùi đơn thuần, 23 bệnh nhân tổn thương kết hợp, trong đó có 8 bệnh nhân đa chấn thương. Đóng đinh kín ở 30 xương đùi (71,43 %), đóng đinh có chỉnh mở tối thiểu ổ gãy ở 12 xương đùi (28,57 %). 92,86 % số ổ gãy thẳng trục, hết di lệch hoặc di lệch ít, đạt kết quả rất tốt và tốt. Ba bệnh nhân đạt kết quả trung bình, trong đó có 01 bệnh nhân mở góc ra sau 7o, một bệnh nhân mở góc vào trong 8o, một bệnh nhân ngắn chi 2 cm. Một bệnh nhân bị vỡ xương đỉnh mấu chuyến lớn, 01 bệnh nhân đinh dài, 03 bệnh nhân đinh ngắn, 04 bệnh nhân vít chốt dài gây đau. Bảng 1.1. Thành phần hoá học của thép K92, nẹp AO, đinh Stainmann Mẫu thép Thành phần % K92 Nẹp ký hiệu AO của bệnh viện 108 Đinh Stainmann (TTCTCH TPHCM) c 0,0290,034 0,07 0,065 Cr 16,4719,0 17,96 18,01 Ni 11,515,5 13,36 12,50 Mo 2,252,60 2,70 2,50 Si 0,580,95 0,59 0,70 Mn 1,01,5 0,87 0,90 s 0,0250,03 0,025 p 0,030,035 0,015 0,025 Hiện nay, mặc dù ngành công nghiệp chế tạo vật liệu mới đã có nhiều tiến bộ vượt bậc, đã tìm ra nhiều vật liệu có độ bền cơ học cao và có sự tương đồng sinh học với cơ thể tốt hơn để ứng dụng trong lâm sàng nhưng thép không gỉ do dễ gia công chế tạo, giá thành rẻ nên vẫn là loại hợp kim được sử dụng rộng rãi nhất để chế tạo các phương tiện kết xương.   1.2.2. Hợp kim côban crôm Năm 1929, hợp kim côban được chế tạo, nhưng đến năm 1941 mới được Venable và Stuck sử dụng làm phương tiện kết xương. Hiện nay có 4 loại hợp kim côban crôm được sử dụng để chế tạo phương tiện kết xương. Hai loại được dùng nhiều nhất là hợp kim CoCrMo ở dạng đúc (còn gọi là vitalium) có 58.969.5% cô ban, 2730% crôm, 57% molypden (theo tiêu chuẩn ASTM F75) và hợp kim CoNiCrTi ở dạng biến dạng, có 2938.8% cô ban, 3337% niken, 1921% crôm, 9 10.5% molipden (theo tiêu chuẩn ASTM F562). Bảng 1.2. Thành phần hoá học của hợp kim côban sử dụng để chế tạo các phương tiện kết xương Hợp kim Thành phần % CoCrMo Vitalium ASTM F75 CoCrMo ASTM F799 CoCrWNi ASTM F90 CoNiCrMoTi ASTM F562 Cô ban 58,969,5 58,059,0 45,556,2 2938,8 Crôm 27,030,0 26,030,0 19,021,0 19,021,0 Molypden 5,07,0 5,07,0 9,010,5 Wolfram 14,016,0 Mangan Max 1,0 Max 1,0 1,02,0 Max 0,15 Silic Max 1,0 Max 1,0 Max 0,40 Max 0,15 Niken Max 1,0 Max 1,0 9,011,0 33,037,0 Sắt Max 0,75 Max 1,5 Max 3,0 Max 1,0 Các bon Max 0,35 Max 0,35 0,050,15 Phốt pho Max 0,04 Lưu huỳnh Max 0,03 Max 0,01 Titan Max 1,0 Nitơ Max 0,25 Đặc điểm của hợp kim đúc là hàm lượng côban, crôm, cácbon cao. Do đó điểm hạn chế của hợp kim này là rất khó gia công, được tạo hình bằng phương pháp đúc mẫu chảy, giới hạn đàn hồi cao hơn thép austenit nhưng giới hạn bền lại rất gần giới hạn đàn hồi, do đó vùng biến dạng dẻo rất hẹp. Ngược lại, hợp kim gia công có hàm lượng côban, cácbon thấp, hàm lượng niken cao, do đó có độ dẻo cao hơn hợp kim đúc, dễ rèn và gia công cơ. Hợp kim này được tạo hình bằng rèn, cán, ép, cắt, gọt trên các máy công cụ. Hợp kim côban crôm có tính chống ăn mòn và sự tương đồng sinh học với cơ thể rất tốt, có độ bền kéo và độ bền mỏi cao do đó thường được sử dụng để chế tạo chuôi chỏm khớp háng, van tim, dụng cụ nha khoa... Tuy nhiên hợp kim côban crôm có giá thành cao, khó gia công, có độ dẻo thấp nên ít được sử dụng để chế tạo phương tiện kết xương. 1.2.3. Titan và hợp kim của titan Titan và hợp kim titan là những kim loại được sử dụng nhiều trong lĩnh vực hàng không và hàng hải. Do đặc điểm về cơ tính, tính chống ăn mòn, sự tương đồng sinh học với cơ thể sống cao nên được ứng dụng trong lĩnh vực chấn thương chỉnh hình từ năm 1960. Titan là một kim loại nhẹ nhất trong số các kim loại được sử dụng để chế tạo phương tiện kết xương. Trọng lượng riêng của titan là 4,5 gamcm3 trong khi của thép 316L là 7,9gamcm3, của hợp kim côbancrôm là 8,3gamcm3. Vi cấu trúc của titan nguyên chất thương mại chỉ có một pha là pha alpha nên có độ bền thấp và độ dẻo cao. Quá trình gia công nguội có thể làm tăng độ bền được nhưng gia công nhiệt thì không làm tăng độ bền được. Hiện nay, có 4 loại titan nguyên chất (pure titanium). Và chúng chỉ khác nhau bởi hàm lượng các tạp chất có trong thành phần của mỗi loại. Hàm lượng ôxy trong titan có ảnh hưởng rất lớn đến độ dẻo và độ bền mỏi của titan. Titan độ 1 có hàm lượng ôxy là 0,18%, giới hạn chảy là 170 MPa; Titan độ 4 có hàm lượng ô xy 0,40% giới hạn chảy tăng lên tới 485 MPa. Titan có hàm lượng ô xy là 0,085%, độ bền mỏi ở 107 chu trình là 88,2 MPa nhưng khi có hàm lượng ôxy tăng lên 0,27% thì độ bền mỏi tăng lên tới 216 MPa. Tuy nhiên, do đặc tính cơ học của titan nguyên chất có độ bền thấp và độ dẻo cao nên cho đến nay titan nguyên chất vẫn không phù hợp để chế tạo các phương tiện kết xương bên trong.   Bảng 1.3. Thành phần hoá học của titan và hợp kim titan sử dụng cho các phương tiện kết xương Hợp kim Thành phần % Titan tinh chất (Tiêu chuẩn ASTM F67) Ti6A14V (Tiêu chuẩn ASTM F136) Các bon Max 0,10 Max 0,08 Sắt Max 0,50 Max 0,25 Hydro Max 0,01250,015 Max 0,015 Nitơ Max 0,05 Max 1,0 Ôxy Max 0,04 Max 0,13 Nhôm 5,56,5 Vanđi ¬ 3,54,5 Titan Còn lại 88,390,8 Hai loại hợp kim của titan được sử dụng nhiều trong lâm sàng là Ti6A14V (ASTM F136) và Ti6A17Nb (ASTM F1295). Các thành phần thêm vào như nhôm làm ổn định pha alpha, vanadi làm ổn định pha bêta. Hợp kim Ti6A17Nb có cơ tính tương tự Ti6A14V nhưng ít độc hơn. Theo Michael W., hai hợp kim titan này thường được ứng dụng để chế tạo những phương tiện đòi hỏi có độ bền và chống mỏi cao. Cơ tính của nó đáp ứng được yêu cầu của một vật liệu để chế tạo nẹp vít và đinh là đủ cứng để cho phép ổ gãy liền xương và đủ bền để không bị gãy mỏi trước khi ổ gãy liền xương. Hợp kim titan có độ bền mỏi cao nhất trong số các loại hợp kim dùng để chế tạo phương tiện kết xương. Độ bền mỏi của hợp kim titan lớn gấp 2 lần độ bền mỏi của hợp kim côban và lớn gấp 4 lần độ bền mỏi của thép không gỉ. Một đặc tính quan trọng nữa của hợp kim titan là tính đàn hồi. Theo Browner B.D, độ bền chống mỏi của phương tiện kết xương rất quan trọng, và để đáp ứng được những yêu cầu về cơ tính của sự cố định ổ gãy xương không đơn giản chỉ là tăng kích thựớc và độ cứng của phương tiện kết xương. Xương là một mô sống phải đáp ứng được những lực cơ học. Để duy trì được thành phần muối và quá trình liền ổ gãy xương đòi hỏi xương phải chịu lực. Nếu phương tiện kết xương chịu lực thay cho xương, khi đó sẽ sinh ra ứng suất bảo vệ làm chậm hoặc không liền xương, làm cho phương tiện kết xương phải chịu ứng suất lớn trong một thời gian dài dẫn đến gãy mỏi. Vì thế các phương tiện kết xương bên trong phải được thiết kế để phân bổ lực cho cả phương tiện kết xương và ổ gãy. Để ngăn chặn sự tập trung ứng suất và ứng suất bảo vệ, mô đun đàn hồi của phương tiện kết xương nên gần giống với mô đun đàn hồi của xương. Trong các loại hợp kim được sử dụng chế tạo phương tiện kết xương, titan có mô đun đàn hồi lớn hơn của xương 6 lần nhưng của thép không gỉ lớn hơn 12 lần, do đó hợp kim của titan là một loại vật liệu được sử dụng để chế tạo phương tiện kết xương nhằm ngăn chặn ứng suất bảo vệ trên xương. So với thép không gỉ và hợp kim côban, titan và hợp kim của titan có tính tương đồng sinh học, tính chống ăn mòn, đặc tính cơ, lý, hoá lý tưởng nhất để chế tạo phương tiện kết xương. Tuy nhiên, hợp kim titan cũng có những bất lợi là khó gia công, giá thành cao, rất nhạy cảm với sự tăng ứng suất bên ngoài do các vết xước, vết khía. Các vết xước, vết khía trong kim loại có xu hướng lan truyền nhanh, dễ dàng hơn ở thép không gỉ, làm giảm nhanh tuổi thọ của phương tiện và ảnh hưởng đến thiết kế, sử dụng phương tiện. Do những bất lợi trên mà hiện nay, mức độ sử dụng titan và hợp kim của titan không phổ biến bằng thép không gỉ. Hợp kim titan thường dùng để chế tạo nẹp, vít nhỏ, đinh nội tuỷ (ĐNT) đặc không khoan ống tuỷ. 2. Tình hình nghiên cứu và ứng dụng của hợp kim nền Mg Vật liệu nền trong một hợp kim là vật liệu chiếm thành phần chính trong một hợp kim hoặc composite (>50% thành phần nguyên tử), thông thường là lớn hơn 80%. Vật liệu nền là vật liệu giữ vai trò chính trong cấu trúc và đặc tính sinh học của hợp kim. Trong những nghiên cứu gần đây, các nhà khoa học trên thế giới đã tập trung sự chú ý đến Mg và các hợp kim của nó (vật liệu nền Mg) để ứng dụng vào chế tạo vật liệu kết xương sử dụng trong chấn thương chỉnh hình. Hợp kim Mg được xem là một đột phá trong lĩnh vực vật liệu kết xương do nó có đặc tính độ bền cao cùng với tính tương thích sinh học tốt, đặc biệt là có khả năng tự tiêu một cách tự nhiên. Về đặc tính cơ lý, một số tác giả đã chứng minh được nền Mg và hợp kim của nó có đặc tính mô đun đàn hồi tương đồng với mô đun đàn hồi của xương 9, trong khi các loại hợp kim khác như hợp kim titan, hợp kim 316L, hợp kim CoCr đều có mô đun đàn hồi cao hơn so với mô đun đàn hồi xương tự nhiên 11. Hơn nữa, một số tác giả cũng nhận thấy mật độ của hợp kim Mg (khoảng 1,79 gcm3) là gần với mật độ của xương (khoảng 1,75 gcm3). Đặc biệt, tính dẻo, độ cứng cũng như việc xử lý bề mặt của hợp kim Mg thuận lợi cho việc sản xuất phương tiện kết xương để sử dụng trong chấn thương chỉnh hình . Do những đặc tính trên, hợp kim Mg đã được nghiên cứu bước đầu để phát triển thành vật liệu kết xương ứng dụng trong điều

ĐẶT VẤN ĐỀ 1

CHƯƠNG I TỔNG QUAN TÀI LIỆU 3

1 Lịch sử nghiên cứu và sử dụng vật liệu kim loại trong ngoại khoa 3

1.1 Lịch sử nghiên cứu vật liệu kim loại trong ngoại khoa 3

1.2 Một số kim loại dùng trong y khoa 4

2 Tình hình nghiên cứu và ứng dụng của hợp kim nền Mg 11

3 Các phương pháp đánh giá tính tương thích sinh học của vật liệu kết xương 14

3.1 Phương pháp nghiên cứu trong ống nghiệm 14

3.2 Phương pháp nghiên cứu trên động vật thực nghiệm 20

4 Các nghiên cứu về các vật liệu tự tiêu Mg 23

4.1 Nghiên cứu khả năng tự tiêu hủy của hợp kim Mg trên in vitro 23

4.2 Các nghiên cứu về tính tương thích sinh học và khả năng tự tiêu của hợp kim Mg trên các mô hình động vật thực nghiệm 25

CHƯƠNG 2 ĐỐI TƯỢNG VÀ PHƯƠNG PHÁP NGHIÊN CỨU 29

1 Đối tượng nghiên cứu 29

2 Phương pháp nhiên cứu 30

2.1 Thiết kế nghiên cứu 30

2.2 Nghiên cứu thử nghiệm In vitro 30

2.3 Nghiên cứu tính tương thích sinh học trên động vật thực nghiệm 33

2.4 Phân tích số liệu 52

2.5 Xử lý sai số 53

3 Đạo đức nghiên cứu 53

CHƯƠNG 3 KẾT QUẢ NGHIÊN CỨU 55

1 Kết quả nghiên cứu trên in vitro 55

1.1 Kết quả phủ mẫu 55

1.3 Kết quả thử nghiệm nuôi cấy tế bào 62

2 Kết quả tính tương thích sinh học qua thử nghiệm đặt đĩa kim loại trong cơ đùi thỏ 63

2.1 Sự thay đổi cân nặng trước và sau phẫu thuật 63

2.2 Tình trạng vết mổ sau phẫu thuật 64

2.3 Sự thay đổi nhiệt độ toàn thân 65

2.4 Sự thay đổi nhiệt độ tại chỗ 65

2.5 Ảnh hưởng của cấy đĩa vào cơ đùi thỏ lên chức năng tim mạch 66

2.6 Ảnh hưởng của cấy đĩa kim loại vào cơ đùi thỏ lên chức năng tạo máu69 2.7 Ảnh hưởng của cấy đĩa vào cơ đùi thỏ lên chức năng gan 73

2.8 Ảnh hưởng của cấy đĩa vào cơ đùi thỏ lên chức năng thận 74

2.9 Hình ảnh X-quang cơ đùi thỏ được cấy đĩa kim loại 75

2.10 Sự biến đổi tổ chức xung quanh vị trí đặt đĩa kim loại lên cơ đùi thỏ 79 3 Kết quả tính tương thích sinh học qua thử nghiệm đặt nẹp vít vào xương đùi thỏ gây gãy một thành xương 81

3.1 Thay đổi cân nặng trước và sau đặt nẹp vít 81

3.2 Tình trạng vết mổ sau phẫu thuật 82

3.3 Sự thay đổi nhiệt độ toàn thân trước và sau phẫu thuật 84

3.4 Nhiệt độ tại chỗ vết mổ 84

3.5 Ảnh hưởng của kết xương nẹp vít lên chức năng tim mạch 85

3.6 Ảnh hưởng của kết xương nẹp vít vào xương đùi thỏ lên chức năng tạo máu 89

3.7 Ảnh hưởng của kết xương nẹp vít vào xương đùi thỏ lên chức năng gan .92

3.8 Ảnh hưởng kết xương nẹp vít vào xương đùi thỏ lên chức năng thận 93

3.9 Ảnh hưởng của kết xương nẹp vít vào xương đùi thỏ đến nồng độ các cytokine huyết tương 94

3.11 Hình ảnh mô bệnh học 101

CHƯƠNG 4 BÀN LUẬN 105

1 Kết quả nghiên cứu trên in vitro 105

1.1 Cơ chế phân hủy sinh học và vai trò của lớp phủ 105

1.2 Sự hình thành và ảnh hưởng của sản phẩm ăn mòn 106

1.3 Ảnh hưởng của lớp phủ HA tới tính tương thích sinh học trong môi trường in vitro 107

2 Tính tương thích sinh học qua thử nghiệm đặt đĩa kim loại trong cơ đùi 109

2.1 Ảnh hưởng của đĩa kim loại lên tình trạng chung của thỏ 109

2.2 Phản ứng tại chỗ và toàn thân của vật liệu khi cấy đĩa vật liệu vào cơ đùi thỏ 110

2.3 Đánh giá tính tương thích sinh học qua ảnh hưởng của cấy đĩa kim loại lên chức năng tim mạch trên thực nghiệm 111

2.4 Đánh giá về độc tính của kim loại 113

2.5 Đánh giá về phản ứng tại vị trí cấy đĩa kim loại 116

2.6 Phản ứng của tổ chức cơ đùi thỏ với đĩa kim loại 117

3 Tính tương thích sinh học qua thử nghiệm kết xương bằng nẹp vít vào xương đùi thỏ 118

3.1 Sự ảnh hưởng của kết xương nẹp vít lên sự phát triển chung 118

3.2 Ảnh hưởng của kết xương lên tình trạng tại chỗ và toàn thân 118

3.3 Ảnh hưởng của kết xương nẹp vít lên chức năng tim mạch 119

3.4 Độc tính của vật liệu kết xương 120

3.5 Sự thay đổi các cytokine huyết tương sau kết xương 123

3.6 Khả năng tự tiêu hủy và kích thích liền xương của nẹp vít Mg ZK60.124 KẾT LUẬN 128

KIẾN NGHỊ 130

Bảng 1.2 Thành phần hoá học của thép K92, nẹp AO, đinh Stainmann 7

Bảng 1.3 Thành phần hoá học của hợp kim côban sử dụng để chế tạo các phương tiện kết xương 8

Bảng 1.4 Thành phần hoá học của titan và hợp kim titan sử dụng cho các phương tiện kết xương 10

Bảng 1.5 Thành phần dung dịch Hanks 16

Bảng 1.6 Đánh giá độc tế bào theo Garima Tripathi 17

Bảng 1.7 Các chỉ tiêu theo p:hương pháp MTT của Riss và CS 18

Bảng 1.8 Thành phần của dung dịch Hanks 25Y Bảng 2.1 Thành phần hóa học của hợp kim ZK60 (theo % khối lượng) 3 Bảng 3.1 Khối lượng các mẫu thử tại các thời điểm trước và sau thử nhúng 57

Bảng 3.2 Kết quả định lượng ion Mg2+ giải phóng ra dung dịch thử nghiệm trong quá trình thử nhúng 59

Bảng 3.3 Mật độ tế bào thay đổi theo thời gian 63

Bảng 3.4 Thay đổi cân nặng trước và sau phẫu thuật cấy đĩa kim loại 63

Bảng 3.5 Nhiệt độ toàn thân trước và sau phẫu thuật 65

Bảng 3.6 Nhiệt độ tại chỗ vết mổ trước và sau phẫu thuật 65

Bảng 3.7 Sự thay đổi nhịp tim trước và sau phẫu thuật 66

Bảng 3.8 Sự thay đổi biên độ sóng P trước và sau phẫu thuật 66

Bảng 3.9 Thời khoảng sóng P trước và sau phẫu thuật 67

Bảng 3.10 Biên độ sóng R trước và sau phẫu thuật 67

Bảng 3.11 Thời khoảng phức bộ QRS trước và sau phẫu thuật 68

Bảng 3.12 Biên độ sóng T trước và sau phẫu thuật 68

Bảng 3.13 Các chỉ số hồng cầu trước và sau phẫu thuật 69

Bảng 3.14 Số lượng bạch cầu trước và sau phẫu thuật 71

Bảng 3.15 Số lượng tiểu cầu trước và sau phẫu thuật 72

Bảng 3.17 Nồng độ Ure và Creatinin huyết tương trước và sau phẫu thuật 74

Bảng 3.18 Hình dạng đĩa sau khi đặt vào cơ đùi thỏ 77

Bảng 3.19 Sự hình thành bóng khí quanh đĩa đặt vật liệu 78

Bảng 3.20 Kết quả giải phẫu bệnh mô xung quanh đĩa kim loại 80

Bảng 3.21 Cân nặng thỏ trước và sau đặt nẹp vít 81

Bảng 3.22 Tình trạng vết mổ của toàn bộ thỏ sau phẫu thuật 83

Bảng 3.23 Nhiệt độ hậu môn thỏ trước và sau phẫu thuật 84

Bảng 3.24 Nhịp tim trước và sau cấy nẹp vít vật liệu 85

Bảng 3.25 Biên độ sóng P trước và sau phẫu thuật 86

Bảng 3.26 Thời khoảng sóng P trước và sau phẫu thuật 86

Bảng 3.27 Biên độ sóng R trước và sau phẫu thuật 87

Bảng 3.28 Thời khoảng phức bộ QRS trước và sau phẫu thuật 88

Bảng 3.29 Biên độ sóng T trước và sau phẫu thuật 88

Bảng 3.30 Các chỉ số hồng cầu trước và sau phẫu thuật 89

Bảng 3.31 Số lượng bạch cầu trước và sau phẫu thuật 91

Bảng 3.32 Số lượng tiểu cầu trước và sau phẫu thuật 91

Bảng 3.33 Nồng độ AST và ALT huyết tương trước và sau phẫu thuật 92

Bảng 3.34 Nồng độ Ure và Creatinin huyết tương trước và sau phẫu thuật 93

Bảng 3.35 Nồng độ TNF-α trước và sau kết xương nẹp vít 94

Bảng 3.36 Nồng độ IL-1β huyết tương 95

Bảng 3.37 Nồng độ IL-6 huyết tương 96

Bảng 3.38 Hình dạng nẹp vít sau khi đặt vào cơ đùi thỏ 98

Bảng 3.39 Sự hình thành bóng khí quanh nẹp vít 99

Bảng 3.40 Hình ảnh xương đùi thỏ trên phim X-quang của 3 nhóm thỏ kết xương nẹp vít xương đùi 100

Bảng 3.41 Đặc điểm can xương trên hình ảnh mô học sau kết xương 103

Hình 2.1 Hình ảnh thỏ được chăm sóc tại phòng nuôi động vật 29

Hình 2.2 Hình ảnh vật liệu ZK60 được thiết kế dưới dạng đĩa kim loại 29

Hình 2.3 Hình ảnh vật liệu ZK60 được thiết kế thành dạng vít và nẹp 30

Hình 2.4 Chuẩn bị trước mổ 34

Hình 2.5.Hình ảnh đặt đĩa kim loại vào khối cơ đùi thỏ 35

Hình 2.6 Hình ảnh khấu phục hồi vết mổ theo lớp 35

Hình 2.7 Hình ảnh xác định cân nặng của thỏ 36

Hình 2.8 Hình ảnh quan sát vết mổ 36

Hình 2.9 Hình ảnh xác định nhiệt độ tại chỗ và toàn thân của thỏ 37

Hình 2.10 Đặt điện cực ghi điện tim trên thỏ 37

Hình 2.11 Hình ảnh điện tim ghi trên thỏ 38

Hình 2.12 Hình ảnh lấy máu tĩnh mạch rìa tai thỏ 39

Hình 2.13 Hình ảnh X.Q xương đùi thỏ sau phẫu thuật cấy đĩa 1 tháng 39

Hình 2.14 Hình ảnh lấy mẫu cơ đùi thỏ sau cấy đĩa kim loại 40

Hình 2.15 Hình ảnh chuẩn bị thỏ trước phẫu thuật 42

Hình 2.16 Hình ảnh trải săng, sát khuẩn trước phẫu thuật 43

Hình 2.17 Hình ảnh rạch da và tiếp cận xương đùi thỏ 43

Hình 2.18 Hình ảnh cưa đứt 1 thành xương đùi thỏ 44

Hình 2.19 Phẫu thuật đặt nẹp và bắt vít lên xương đùi thỏ 44

Hình 2.20 Khâu phục hồi và sát khuẩn lại vết mổ 44

Hình 2.21 Các kít ELISA sử dụng trong nghiên cứu 47

Hình 2.22 Các mẫu huyết tương sau khi xử lý 48

Hình 2.23 Phản ứng lên màu của xét nghiệm ELISA cytokine nghiên cứu 48

Hình 2.24 Phẫu thuật lấy xương đùi thỏ làm giải phẫu bệnh 49

Hình 2.25 Phẫu thuật lấy gan ra khỏi cơ thể 50

Hình 2.26 Phẫu thuật lấy thận ra khỏi cơ thể 50 Hình 2.27 Phẫu tích tách xương sọ lấy tổ chức não 50Y

Hình 3.2 Hình ảnh bề mặt mẫu trước và sau khi phủ 55

Hình 3.3 Hình ảnh mặt cắt ngang của mẫu phủ HA 56

Hình 3.4 Hình ảnh đĩa thử trước và sau khi thử nhúng 56

Hình 3.5 Khối lượng các đĩa trước và sau khi thử nhúng 57

Hình 3.6 Kết quả định lượng ion Mg2+ giải phóng ra dung dịch thử nghiệm trong quá trình thử nhúng 58

Hình 3.7 Sự thay đổi pH trong quá trình thử nhúng 60

Hình 3 8 Lượng khí hydro giải phóng trong quá trình thử nhúng 61

Hình 3.9 Bề mặt mẫu tại các thời điểm 24h, 48h, và 72h nuôi cấy tế bào 62

Hình 3.10 Các vị trí đại diện đặc trưng để định lượng số lượng tế bào trên bề mặt mẫu (ảnh mẫu phủ HA tại thời điểm 72h nuôi cấy tế bào) 63

Hình 3.11 Tình trạng vết mổ sau phẫu thuật 64

Hình 3.12 Hình ảnh đĩa và tổ chức xung quanh khi cấy lên cơ đùi thỏ 76

Hình 3.13 Hình ảnh giải phẫu bệnh tổ chức quanh vị trí đặt đĩa kim loại 79

Hình 3.14 Hình ảnh vết mổ thỏ sau phẫu thuật đặt nẹp vít 82

Hình 3.15 Hình ảnh X-Quang xương đùi thỏ được kết xương nẹp vít 97

Hình 3.16 Hình ảnh mô học xương đùi thỏ sau kết xương 102

Hình 3.17 Hình ảnh mô học các cơ quan (gan, thận, não) thỏ sau phẫu thuật 180 ngày 10 Hình 4.1 Quá trình hình thành lớp HA trên bề mặt hợp kim Mg 105

Hình 4.2 Sản phầm ăn mòn (canxi photphat) hình thành trên bề mặt mẫu trong quá trình phân hủy sinh học 106

Hình 4.3 Sự phát triển của tế bào bên cạnh sản phẩm ăn mòn 107

Hình 4.4 Hình ảnh tế bào trên bề mặt mẫu phủ và không phủ sau 24 giờ 10 Biểu đồ 3.1 Nhiệt độ tại chỗ sau phẫu thuật kết xương 84

ĐẶT VẤN ĐỀ

Vật liệu sử dụng trong kết xương đã được nghiên cứu và phát triển từ lâu

và được ứng dụng rộng rãi trong ngoại khoa Trong những năm gần đây, nhucầu của vật liệu kết xương đang ngày càng gia tăng Xuất phát từ thực trạngđược cho là sự gia tăng của các bệnh lý về khớp như thoái hóa xương khớp,…[1], và các chấn thương gây gãy xương do tai nạn giao thông, tai nạn lao động ngày càng tăng Vì vậy, có thể nói vật liệu kết xương có một ý nghĩa vô cùngquan trọng đối với chuyên ngành chấn thương chỉnh hình

Tuy nhiên, hiện nay các vật liệu được sử dụng trong chấn thương chỉnh

hình chủ yếu hiện nay là inox 316L, hợp kim Cr-Co, hay hợp kim Titan [2].

Trong quá trình điều trị trên bệnh nhân cụ thể, các vật liệu kết xương này thểhiện một số nhược điểm như mô đun đàn hồi cao hay có sự ăn mòn hoặc màimòn trong môi trường cơ thể người bệnh Bên cạnh đó, sau khi xương liền hoàntoàn, cần thực hiện một cuộc phẫu thuật để lấy bỏ vật liệu kết xương ra khỏi cơthể Đây là nguyên nhân ảnh hưởng đến sức khỏe của người bệnh, làm tăng chiphí cũng như thời gian đáng kể cho cho quá trình điều trị, ảnh hưởng đến côngviệc, học tập và một phần làm quá tải bệnh viện

Để giải quyết triệt để các điểm tồn tại này, một số tác giả trên thế giới đã

và đang tập trung nghiên cứu và phát triển các hệ vật liệu kết xương mới, trong

đó có hệ thống vật liệu tự tiêu hợp kim nền Mg, với mục tiêu tìm kiếm một hệvật liệu mới có độ bền tăng, mô đun đàn hồi tương đương với mô đun đàn hồicủa xương, tính tương thích tốt với môi trường cơ thể sống cũng như có khảnăng tự tiêu trong cơ thể một cách tự nhiên để tránh một cuộc phẫu thuật để tháophương tiện kết xương khi quá trình liền xương chắc đã hoàn thành

Hệ thống vật liệu tự tiêu nền Mg hiện tại trên thế giới phát triển ba hệchính là hệ vật liệu AZ, WE và ZK [3] Trên mỗi hệ vật liệu có những điểm hạnchế nhất định: Hệ vật liệu AZ mô đun đàn hồi thấp, dẻo nên mặc dù tính tươngthích sinh học và tự tiêu tốt nhưng khả năng áp dụng trên lâm sàng còn hạn chế,

hệ vật liệu WE có những ưu điểm vượt trội và riêng biệt, tuy nhiên thành phần

cấu tạo của WE là các nguyên tố hiếm, không có sẵn trong nước nên để có thểphát triển nghiên cứu và ứng dụng rộng rãi hệ vật liệu này trên lâm sàng thì giáthành sản phẩm rất cao ZK là hệ vật liệu có thể khắc phục được các nhược điểmnói trên, đã có nhiều công bố quốc tế với các dạng hợp kim nền Mg Các hệ vậtliệu sẽ khác nhau về hàm lượng Mg trong vật liệu, khác nhau về đối tượngnghiên cứu trên động vật như chuột, chó, lợn…[4].

Vật liệu ZK60 là hệ vật liệu nền Mg với mục tiêu giải quyết một phần lớncác điểm còn tồn tại cần giải quyết của hai hệ vật liệu AZ và WE Trên cơ sở vậtliệu nguyên khối ZK60, chúng tôi thiết kế nẹp vít và phối hợp với một công tychuyên gia công phương tiện kết xương tại Việt Nam chế tạo với kích thước phùhợp trên động vật để đánh giá tính tương thích sinh học của vật liệu nghiên cứutrên thực nghiệm Chúng tôi kỳ vọng rằng với kết quả nghiên cứu này là cơ sở

để mở rộng nghiên cứu về khả năng, tốc độ tự tiêu, hỗ trợ quá trình liền xương,tiêu chuẩn cơ lý tính của các dạng nẹp vít khi sử dụng trên người và tiềm năng

có thể cung ứng thêm một hệ vật liệu mới có thể sử dụng trên lâm sàng trongchuyên ngành chấn thương chỉnh hình và tạo hình

Dựa trên những cơ sở lý luận nói trên, chúng tôi tiến hành thực hiện đề tài

“ Nghiên cứu tính tương thích sinh học của hợp kim ZK60 trên in vitro và nẹpvít hợp kim ZK60 trong kết xương động vật thực nghiệm” tại Việt Nam Do đó,chúng tôi để xuất cho đề tài nghiên cứu này nhằm 2 mục tiêu:

1 Đánh giá tính tương thích sinh học của hợp kim ZK60 trên in vitro.

2 Đánh giá tính tương thích sinh học của nẹp vít hợp kim ZK60 trong kết xương trên động vật thực nghiệm.

CHƯƠNG I TỔNG QUAN TÀI LIỆU

1 Lịch sử nghiên cứu và sử dụng vật liệu kim loại trong ngoại khoa

1.1 Lịch sử nghiên cứu vật liệu kim loại trong ngoại khoa

Việc sử dụng kim loại trong thực hành ngoại khoa đã được hình thành từrất sớm Nghiên cứu đầu tiên được thực hiện bởi Levert (1829) Tác giả đã sửdụng bạc, vàng, chì và platinum thử nghiệm khâu động mạch trên chó để đánhgiá tính tương thích sinh học của mỗi loại hợp kim [5] Những nghiên cứu nàylàm nền tảng cho sự phát triển và ứng dụng kim loại trong ngoại khoa

Đầu thế kỷ XX, ngành công nghiệp luyện kim và nghiên cứu chế tạo vậtliệu mới phát triển, một số loại kim loại có đặc tính chống ăn mòn và có cơ tínhtốt hơn đã được chế tạo thành công như hợp kim crôm - ni ken, hợp kim cô ban,

ti tan và hợp kim ti tan Các phương tiện kết xương được chế tạo từ những vậtliệu này đã được sử dụng trên lâm sàng như nẹp Lane (1914), dây thép chế tạo

từ hợp kim crôm ni ken mang ký hiệu AS2, AS4 (Böhler1919), đinh Smith Peterson (1931), đinh Küntscher (1940), nẹp Danis (1949), nẹp nén ép AO(Müller - 1965)

Trong quá trình nghiên cứu, Pidhorz L và cộng sự (1975) đã đưa ranhững tiêu chuẩn đánh giá vật liệu tốt có thể cấy ghép vào cơ thể thỏa mãn cácyêu cầu sau đây [6]:

- Tương thích với các tổ chức lân cận, không gây ra yếu tố độc hại cho

cơ thể

- Bền trong môi trường chịu ăn mòn và xâm thực đặc biệt.

- Phải đảm bảo tính chất cơ lý

+ Đủ độ cứng và độ bền cơ học để chống được sự cọ sát mài mòn và chịu

được lực kéo nén

+ Không bị thay đổi tính chất vật liệu khi khử trùng ở nhiệt độ tương đốicao

+ Có khả năng gia công thành các chi tiết có hình dạng khác nhau Giáthành làm ra vật liệu và chế tạo ra chi tiết xã hội chấp nhận được.

Trên thực tế, chưa có vật liệu nào thoả mãn một cách tuyệt đối những tiêuchuẩn như đã nêu ở trên Chẳng hạn, bạch kim có độ bền cơ học tốt, vàng có độbền cao trong môi trường ăn mòn nhưng lại mềm và những vật liệu này có giáthành cao Thép không gỉ đang được chấp nhận là một loại vật liệu thích ứngtương đối nhất với những yêu cầu đặt ra Ngoài ra các kim loại và các hợp kimnhư ti tan, hợp kim cô ban - crôm, tantalum, platinum, vật liệu gốm cũng đangđược ứng dụng rộng rãi trong y tế

1.2 Một số kim loại dùng trong y khoa

Theo hệ thống phân loại của AISI cho kim loại, số 316 thể hiện tiêuchuẩn xác định thép được phép ứng dụng trong lâm sàng Chữ số 3 chỉ nhómthép (dựa trên thành phần AISI phân thành 4 nhóm: nhóm 200 gồm có crôm,niken, mangan; nhóm 300 gồm có crôm, niken; nhóm 400 có crôm; nhóm 500 lànhóm có hàm lượng crôm thấp) Hai số cuối chỉ một phân nhóm đặc biệt (16%crôm) Chữ L chỉ hàm lượng các bon thấp (0.03%) Đây là loại thép được sửdụng chế tạo phương tiện kết xương phổ biến nhất hiện nay do đáp ứng đượccác tiêu chuẩn mà Pidhorz L đã đưa ra một cách tương đối nhất

Năm 1992, Bộ Khoa học - Công nghệ và Môi trường đã triển khai đề tàicấp nhà nước mang mã số KC - ĐL - 20 - 92, đã sản xuất thành công thép không

gỉ để ứng dụng trong lĩnh vực chấn thương chỉnh hình (thép K92) Một số tácgiả đã nghiên cứu sử dụng các loại phương tiện kết xương chế tạo từ phôi thépK92 trên lâm sàng đã cho kết quả tốt và an toàn

Nghiên cứu thực nghiệm trên động vật đã được thực hiện tại Viện Quân y

108 từ 1992 đến 1994 Thực hiện nghiên cứu trên 15 con chó được chia làm 5

lô, mỗi lô 3 con, 4 lô dùng nẹp vít chế tạo từ thép K92, 1 lô dùng nẹp vít SMICcủa Trung Quốc Nẹp vít được đặt vào mặt ngoài đùi chó Kết quả thí nghiệmcho thấy có phản ứng xơ hoá bao quanh nẹp vít, phản ứng điện hoá trên bề mặtnẹp, hiện tượng xốp hoá xương dưới nẹp, sự biến đổi của bề mặt nẹp Mặc dùvậy, nẹp vít K92 vẫn liên kết chặt chẽ với xương, có hiện tượng bồi đắp xương

rõ nhất ở hai đầu nẹp, không có sự thay đổi bất thường về hình thái cấu trúc tếbào của mô quanh nẹp vít, không có hiện tượng thải loại nẹp vít Các hiện tượngtrên không có gì khác biệt so với nẹp SMIC Vì vậy, thép K92 do Viện luyệnkim để chế tạo đủ độ tin cậy dùng trên người và cho phép tiến hành nghiên cứugiai đoạn II trên người

Năm 1994, Lưu Hồng Hải đã tiến hành nghiên cứu giai đoạn II trênngười 60 bệnh nhân gãy thân xương dài được chia thành 2 nhóm: 30 bệnh nhânđược mổ kết xương bằng nẹp vít K92 và 30 bệnh nhân đối chứng được kếtxương bằng nẹp vít nhập ngoại của Đức (hãng B Brawn) và nẹp vít Lane (củaLiên xô cũ) Tác giả nhận thấy không có sự khác biệt có ý nghĩa thống kê vềphản ứng mô học, sự biến đổi của bề mặt nẹp vít, chất lượng của khối canxương Tác giả kết luận nẹp vít K92 sản xuất trong nước có thể sử dụng an toàntrong điều trị gãy xương trên lâm sàng [8]

Từ năm 1992 đến năm 1996, Vũ Tam Tỉnh sử dụng nẹp vít CotrelDubousset cải tiến, chế tạo từ thép K92 để điều trị cho 37 bệnh nhân gãy cộtsống lưng và thắt lưng cho kết quả tốt, độ vững chắc và độ tin cậy cao, tỷ lệ biếnchứng tương đương với nẹp thân đốt và dụng cụ của Cotrel Dubousset [9]

Năm 1995, Nguyễn Thái Sơn đã điều trị gãy xương hở cho 83 bệnh nhânbằng khung cố định ngoài tự tạo theo mẫu của F.E.S.S.A, chế tạo tại Viện Côngnghệ từ thép K92 cho kết quả liền xương 91,6%, phục hồi cơ năng tốt 96,6%.

Do đó, do đó có thể thấy vật liệu K92 là vật liệu đủ độ tin cậy sử dụng điều trịtrên người

Năm 2002, Nguyễn Thái Sơn đã sử dụng đinh đàn hồi Metaizeau chế tạotrong nước từ thép K92 để điều trị gãy thân xương đùi cho 30 bênh nhân từ 4-17tuổi tại bệnh viện Saint-Paul Kết quả cho thấy cả 30/30 bệnh nhân đều liềnxương, cơ năng tốt 25/30 bệnh nhân, khá 5/30 bệnh nhân, không có kết quả xấu,

ít biến chứng

Năm 2002, Đặng Minh Tú sử dụng nẹp vít nhỏ sản xuất trong nước từphôi thép K92 để kết hợp xương cho 113 bệnh nhân gãy xương tầng giữa mặt đãcho kết quả khả quan (tốt: 86.7%, khá: 13.3%, không có kết quả kém), nẹp vítkhông có phản ứng với cơ thể, sử dụng tiện lợi, có đủ độ cứng và độ bền cơ học

để cố định vững chắc các gãy xương vùng mặt, nẹp dễ uốn theo 3 chiều khônggian giúp cho việc tạo hình khối xương tầng giữa mặt thuận lợi, giá thành rẻ

Năm 2005, Nguyễn Sóng Biển báo cáo kết quả sử dụng 162 đơn vị nẹpvít kết xương hàm dưới cho 81 bệnh nhân, trong đó 41 bệnh nhân kết xươngbằng nẹp vít nhập ngoại và 40 bệnh nhân kết xương bằng nẹp vít sản xuất trongnước từ phôi thép K92 Kết quả ở nhóm kết xương bằng nẹp vít sản xuất trongnước từ thép K92 (tốt: 85%, khá: 15%), tương đương với nhóm kết xương bằngnẹp vít nhập ngoại với độ phù hợp Kappa = 0.625

Thép K92 được đánh giá đạt tiêu chuẩn về độ bền cơ học, tính chất lýhoá học tương đương với thép không gỉ ngoại khoa của các nước có nền côngnghiệp luyện kim tiên tiến và đã được cho phép sử dụng để chế tạo phương tiệnkết xương ứng dụng trên người Thép có thành phần hoá học (bảng 1.1), tínhchất cơ lý, tính chống gỉ và cấu trúc kim loại tương ứng với vật liệu mà các nướcđang dùng cũng như các mẫu đối chứng của nước ngoài đang có ở trong nước.Năm 2011, Trần Anh Tuấn thực hiện đề tài “Nghiên cứu ứng dụng đinh nội tủyngược dòng có chốt, chế tạo từ thép K92 để điều trị gãy kín thân xương đùi”

trong luận án tiến sỹ [10] Kết quả điều trị trong tổng số 40 bệnh nhân với 42thân xương đùi bị gãy Tuổi trung bình là 40,5 tuổi thì 17 bệnh nhân gãy xươngđùi đơn thuần, 23 bệnh nhân tổn thương kết hợp, trong đó có 8 bệnh nhân đachấn thương

- Đóng đinh kín ở 30 xương đùi (71,43 %), đóng đinh có chỉnh mở tốithiểu ổ gãy ở 12 xương đùi (28,57 %)

- 92,86 % số ổ gãy thẳng trục, hết di lệch hoặc di lệch ít, đạt kết quả rấttốt và tốt Ba bệnh nhân đạt kết quả trung bình, trong đó có 01 bệnh nhân mởgóc ra sau 7o, một bệnh nhân mở góc vào trong 8o, một bệnh nhân ngắn chi 2

cm Một bệnh nhân bị vỡ xương đỉnh mấu chuyến lớn, 01 bệnh nhân đinh dài,

03 bệnh nhân đinh ngắn, 04 bệnh nhân vít chốt dài gây đau

Bảng 1.1 Thành phần hoá học của thép K92, nẹp AO, đinh Stainmann

gỉ do dễ gia công chế tạo, giá thành rẻ nên vẫn là loại hợp kim được sử dụngrộng rãi nhất để chế tạo các phương tiện kết xương

Năm 1929, hợp kim côban được chế tạo, nhưng đến năm 1941 mới đượcVenable và Stuck sử dụng làm phương tiện kết xương Hiện nay có 4 loại hợpkim côban - crôm được sử dụng để chế tạo phương tiện kết xương Hai loạiđược dùng nhiều nhất là hợp kim CoCrMo ở dạng đúc (còn gọi là vitalium) có58.9-69.5% cô ban, 27-30% crôm, 5-7% molypden (theo tiêu chuẩn ASTM F75)

và hợp kim CoNiCrTi ở dạng biến dạng, có 29-38.8% cô ban, 33-37% niken,19-21% crôm, 9- 10.5% molipden (theo tiêu chuẩn ASTM F562)

Bảng 1.2 Thành phần hoá học của hợp kim côban sử dụng để chế tạo các

phương tiện kết xương

Hợp kim

Thành phần %

Co-Cr-Mo Vitalium ASTM F75

Co-Cr-Mo ASTM F799

Co-Cr-W-Ni ASTM F90

Co-Ni-Cr-Mo-Ti ASTM F562

kim gia công có hàm lượng côban, cácbon thấp, hàm lượng niken cao, do đó có

độ dẻo cao hơn hợp kim đúc, dễ rèn và gia công cơ Hợp kim này được tạo hìnhbằng rèn, cán, ép, cắt, gọt trên các máy công cụ

Hợp kim côban - crôm có tính chống ăn mòn và sự tương đồng sinh họcvới cơ thể rất tốt, có độ bền kéo và độ bền mỏi cao do đó thường được sử dụng

để chế tạo chuôi chỏm khớp háng, van tim, dụng cụ nha khoa Tuy nhiên hợpkim côban - crôm có giá thành cao, khó gia công, có độ dẻo thấp nên ít được sửdụng để chế tạo phương tiện kết xương

1.2.3 Titan và hợp kim của titan

Titan và hợp kim titan là những kim loại được sử dụng nhiều trong lĩnhvực hàng không và hàng hải Do đặc điểm về cơ tính, tính chống ăn mòn, sựtương đồng sinh học với cơ thể sống cao nên được ứng dụng trong lĩnh vực chấnthương chỉnh hình từ năm 1960

Titan là một kim loại nhẹ nhất trong số các kim loại được sử dụng để chếtạo phương tiện kết xương Trọng lượng riêng của titan là 4,5 gam/cm3 trong khicủa thép 316L là 7,9gam/cm3, của hợp kim côban-crôm là 8,3gam/cm3 Vi cấutrúc của titan nguyên chất thương mại chỉ có một pha là pha alpha nên có độ bềnthấp và độ dẻo cao Quá trình gia công nguội có thể làm tăng độ bền được nhưnggia công nhiệt thì không làm tăng độ bền được Hiện nay, có 4 loại titan nguyênchất (pure titanium) Và chúng chỉ khác nhau bởi hàm lượng các tạp chất cótrong thành phần của mỗi loại Hàm lượng ôxy trong titan có ảnh hưởng rất lớnđến độ dẻo và độ bền mỏi của titan Titan độ 1 có hàm lượng ôxy là 0,18%, giớihạn chảy là 170 MPa; Titan độ 4 có hàm lượng ô xy 0,40% giới hạn chảy tănglên tới 485 MPa Titan có hàm lượng ô xy là 0,085%, độ bền mỏi ở 107 chu trình

là 88,2 MPa nhưng khi có hàm lượng ôxy tăng lên 0,27% thì độ bền mỏi tănglên tới 216 MPa Tuy nhiên, do đặc tính cơ học của titan nguyên chất có độ bềnthấp và độ dẻo cao nên cho đến nay titan nguyên chất vẫn không phù hợp để chếtạo các phương tiện kết xương bên trong

Bảng 1.3 Thành phần hoá học của titan và hợp kim titan sử dụng cho các

phương tiện kết xương

H ợ p k i m

Thành phần %

Titan tinh chất (Tiêu chuẩn ASTM F67)

Ti-6A1-4V (Tiêu chuẩn ASTM F136)

đủ bền để không bị gãy mỏi trước khi ổ gãy liền xương Hợp kim titan có độ bềnmỏi cao nhất trong số các loại hợp kim dùng để chế tạo phương tiện kết xương

Độ bền mỏi của hợp kim titan lớn gấp 2 lần độ bền mỏi của hợp kim côban vàlớn gấp 4 lần độ bền mỏi của thép không gỉ

Một đặc tính quan trọng nữa của hợp kim titan là tính đàn hồi TheoBrowner B.D, độ bền chống mỏi của phương tiện kết xương rất quan trọng, và

để đáp ứng được những yêu cầu về cơ tính của sự cố định ổ gãy xương khôngđơn giản chỉ là tăng kích thựớc và độ cứng của phương tiện kết xương

Xương là một mô sống phải đáp ứng được những lực cơ học Để duy trìđược thành phần muối và quá trình liền ổ gãy xương đòi hỏi xương phải chịulực Nếu phương tiện kết xương chịu lực thay cho xương, khi đó sẽ sinh ra ứng

suất bảo vệ làm chậm hoặc không liền xương, làm cho phương tiện kết xươngphải chịu ứng suất lớn trong một thời gian dài dẫn đến gãy mỏi Vì thế cácphương tiện kết xương bên trong phải được thiết kế để phân bổ lực cho cảphương tiện kết xương và ổ gãy Để ngăn chặn sự tập trung ứng suất và ứng suấtbảo vệ, mô đun đàn hồi của phương tiện kết xương nên gần giống với mô đunđàn hồi của xương Trong các loại hợp kim được sử dụng chế tạo phương tiệnkết xương, titan có mô đun đàn hồi lớn hơn của xương 6 lần nhưng của thépkhông gỉ lớn hơn 12 lần, do đó hợp kim của titan là một loại vật liệu được sửdụng để chế tạo phương tiện kết xương nhằm ngăn chặn ứng suất bảo vệ trênxương.

So với thép không gỉ và hợp kim côban, titan và hợp kim của titan có tínhtương đồng sinh học, tính chống ăn mòn, đặc tính cơ, lý, hoá lý tưởng nhất đểchế tạo phương tiện kết xương Tuy nhiên, hợp kim titan cũng có những bất lợi

là khó gia công, giá thành cao, rất nhạy cảm với sự tăng ứng suất bên ngoài docác vết xước, vết khía Các vết xước, vết khía trong kim loại có xu hướng lantruyền nhanh, dễ dàng hơn ở thép không gỉ, làm giảm nhanh tuổi thọ củaphương tiện và ảnh hưởng đến thiết kế, sử dụng phương tiện Do những bất lợitrên mà hiện nay, mức độ sử dụng titan và hợp kim của titan không phổ biếnbằng thép không gỉ Hợp kim titan thường dùng để chế tạo nẹp, vít nhỏ, đinh nộituỷ (ĐNT) đặc không khoan ống tuỷ

2 Tình hình nghiên cứu và ứng dụng của hợp kim nền Mg

Vật liệu nền trong một hợp kim là vật liệu chiếm thành phần chính trongmột hợp kim hoặc composite (>50% thành phần nguyên tử), thông thường là lớnhơn 80% Vật liệu nền là vật liệu giữ vai trò chính trong cấu trúc và đặc tínhsinh học của hợp kim

Trong những nghiên cứu gần đây, các nhà khoa học trên thế giới đã tậptrung sự chú ý đến Mg và các hợp kim của nó (vật liệu nền Mg) để ứng dụngvào chế tạo vật liệu kết xương sử dụng trong chấn thương chỉnh hình Hợp kim

Mg được xem là một đột phá trong lĩnh vực vật liệu kết xương do nó có đặc tính

độ bền cao cùng với tính tương thích sinh học tốt, đặc biệt là có khả năng tự tiêumột cách tự nhiên

Về đặc tính cơ lý, một số tác giả đã chứng minh được nền Mg và hợp kimcủa nó có đặc tính mô đun đàn hồi tương đồng với mô đun đàn hồi của xương[9], trong khi các loại hợp kim khác như hợp kim titan, hợp kim 316L, hợp kimCoCr đều có mô đun đàn hồi cao hơn so với mô đun đàn hồi xương tự nhiên[11] Hơn nữa, một số tác giả cũng nhận thấy mật độ của hợp kim Mg (khoảng1,79 g/cm3) là gần với mật độ của xương (khoảng 1,75 g/cm3) Đặc biệt, tínhdẻo, độ cứng cũng như việc xử lý bề mặt của hợp kim Mg thuận lợi cho việc sảnxuất phương tiện kết xương để sử dụng trong chấn thương chỉnh hình

Do những đặc tính trên, hợp kim Mg đã được nghiên cứu bước đầu đểphát triển thành vật liệu kết xương ứng dụng trong điều trị gãy xương ở đầu thế

kỷ 20 [12] Các vật liệu kết xương bằng Mg để cố định xương đã được phát triểnbao gồm nẹp và vít xương

Trong năm 1900, Payr và cộng sự lần đầu công bố về hợp kim Mg được

sử dụng làm nẹp vít để cố định các xương bị chấn thương [13] Năm 1906,Lambott và cộng sự đã báo cáo về trường hợp một bệnh nhân 17 tuổi bị gẫyxương cẳng chân đã được cố định bằng nẹp Mg và đinh thép Một ngày sau khitiến hành ghép xương đã có hiện tượng nề dưới da Điều này là do sự ăn mòncủa nẹp Mg và đinh thép dẫn đến sự tăng phân hủy nẹp Mg và gây tích tụhydrogen tại vùng đặt nẹp vít Kết quả này đã làm cho quá trình nghiên cứu vàứng dụng vật liệu kết xương bằng hợp kim Mg bị gián đoạn

Đến năm 1938, Mcbridge và cộng sự đã tiến hành nghiên cứu trên 20bệnh nhân bị gãy xương được kết xương bằng nẹp vít sử dụng hợp kim Mg-Nhôm-Mangan cho thấy không có bất kỳ phản ứng bất lợi nào xảy ra đồng thời

có sự hấp phụ hoàn toàn tại vị trí được ghép xương [14]

Năm 1948, Troitskii và cộng sự đã tiến hành với 34 bệnh nhân bị gãyxương được cố định bằng nẹp vít sử dụng hợp kim Mg–Cd Kết quả cho thấy có

sự tự tiêu vật liệu Mg đã được thay thế hoàn toàn bằng xương mới được hình

thành [15] Kết quả nghiên cứu này là cơ sở quan trọng cho ứng dụng vật liệu tựtiêu nền Mg trong chấn thương chỉnh hình ở cuối thế kỷ 20.

Trong những năm gần đây, cùng với sự phát triển của khoa học và kỹthuật nên quá trình tự tiêu của Mg đã được kiểm soát tốt hơn Vì vậy việc nghiêncứu, chế tạo và ứng dụng vật liệu tự tiêu nền Mg trên lâm sàng đã diễn ra mạnh

mẽ hơn Năm 2013, Lee và cộng sự đã sử dụng vít Mg–Ca–Zn để điều trị 53trường hợp gãy xương quay [16] Vật liệu kết xương nền Mg đã thay thế thànhcông hoàn toàn bằng xương mới trong vòng 1 năm sau kết xương Các nghiêncứu sau này như Zhao và cộng sự (2016) [17], Chen và cộng sự (2018) [18]cũng cho kết quả tốt

Hiện nay, các nhà nghiên cứu trên thế giới đang tập trung nghiên cứu một

số hệ vật liệu nền Mg đã được thương mại hóa nhằm mục đích ứng dụng trongchấn chương chỉnh hình bao gồm AZ31, AZ91, AZ61, WE43 và ZK60 [19-24].Các vật liệu này, thành phần chính là vật liệu tự tiêu nền Mg

Các nghiên cứu trên thực nghiệm cho thấy các hệ AZ có khả năng tươngthích sinh học tốt, tuy nhiên cơ tính của các vật liệu AZ chỉ đạt mức trung bình,

có thể chưa đáp ứng được yêu cầu nếu được ứng dụng vào các chi tiết kết xươngcần thay thế hay cố định trong thời gian dài Riêng vật liệu WE43 đã được thửnghiệm lâm sàng và sẽ tiến tới đưa ra ứng dụng trong thời gian tới [23]

Gần đây nhất, vật liệu tự tiêu Magnezic do Đức sản xuất đã được lần đầutiên ứng dụng tại Bệnh viện Việt Đức năm 2018 dưới dạng vít, nẹp dùng cho kếtxương hàm mặt Magnezic là vật liệu có thành phần hóa học tương tự như đốivới vật liệu WE43 Tuy nhiên, giá thành của vật liệu Magnezic và WE43 rất cao,khi áp dụng rộng rãi trên lâm sàng sẽ có một bộ phận lớn người thu nhập thấp,người có hoàn cảnh khó khăn sẽ khó tiếp cận khi điều trị

Hơp kim ZK60 có thành phần chính gồm Mg, Zn, Zr, Mn và Al, là vậtliệu nền Mg có chứa xấp xỉ 6% theo thành phần nguyên tử kẽm (Zn) và khoảng0.45-0.8% thành phần nguyên tử Zirconia (Zr) Cả hai nguyên tố này đều có khảnăng tự tiêu và khả năng tương thích sinh học tốt Cơ tính của ZK60 tươngđương với cơ tính của WE43 và Magnezic nhưng giá thành lại thấp hơn rất

nhiều Dựa trên những nghiên cứu về loại vật liệu này, nhóm nghiên cứu củachúng tôi phát triển được vật liệu ZK60, từ đó thiết kế cấu trúc nẹp vít chonghiên cứu trên động vật thực nghiệm Thành công của đề tài trên thực nghiệm

sẽ là tiền đề quan trọng để tiến hành trên các nghiên cứu tiếp theo như đánh giátốc độ tự tiêu hủy, đặc tính cơ lý hóa, đưa vật liệu này và hệ thống nẹp vít của nóvào các thử nghiệm lâm sàng sau khi thông qua hội đồng y đức và kỳ vọng cóthể cung cấp một hệ vật liệu kết xương mới trong chuyên ngành chấn thươngchỉnh hình tại Việt Nam

Những tư liệu trên đây là tiền đề quan trọng để chúng tôi xây dựng về tiêuchuẩn nẹp vít vật liệu Mg ZK60 với kích thước, hình dáng phù hợp cho mô hìnhnghiên cứu khuyết xương đùi trên thỏ nhằm đánh giá tính tương thích sinh họccủa vật liệu Điểm chú ý chung từ các nghiên cứu đó là trong nghiên cứu vật liệumới người ta chỉ đánh giá về tính tương thích sinh học, tính cơ lý như độ bền,khối lượng riêng, mô đun đàn hồi, còn các tiêu chuẩn như kích thước, hình dáng,

sự gia công là phụ thuộc vào mục đích nghiên cứu của các tác giả vì đây là cácnghiên cứu tiền lâm sàng trên động vật thực nghiệm nên sẽ không có các quychuẩn về hình dáng, kích thước… như các vật liệu đã được sản xuất công nghiệp

để ứng dụng trên lâm sàng Trong nghiên cứu này, nẹp vít hợp kim ZK60 củachúng tôi thiết kế về hình dáng, kích thước, gia công và sản xuất để phù hợp vớimục tiêu nghiên cứu trên động vật nhỏ là thỏ

3 Các phương pháp đánh giá tính tương thích sinh học của vật liệu kết xương

3.1 Phương pháp nghiên cứu trong ống nghiệm.

Có nhiều phương pháp đánh giá tính tương thích sinh học của vật liệu ởmức trong ống nghiệm (mức tế bào) Dưới đây, chúng tôi trình bày một sốphương pháp chính được ứng dụng nhiều để đánh giá tính tương thích sinh họccủa vật liệu

3.1.1 Đánh giá tính tương thích sinh học bằng môi trường giả định

Phương pháp sử dụng môi trường giả định là một trong những thí nghiệmquan trọng để đánh giá tính tương thích sinh học của vật liệu kết xương đượcnhiều nghiên cứu sử dụng [25] Phương pháp này được trình bày từ năm 1991bởi Kokudo [26].

Nguyên lý của phương pháp này là sử dụng dung dịch với nồng độ cácion và độ pH của dung dịch trong môi trường giả định tương đương với các dịchsinh học của cơ thể sống Vật liệu nghiên cứu được ngâm trong môi trường nàytrong một khoảng thời gian nhất định Sau đó, đánh giá sự thay đổi bề mặt vậtliệu cũng như sự thay đổi nồng độ các ion và độ pH của dung dịch Từ kết quảnày cho phép dự đoán được khả năng chống ăn mòn cũng như ảnh hưởng củavật liệu kết xương lên cơ thể sống và quá trình can xương nếu cấy vật liệu kếtxương vào cơ thể

Năm 1991, Kim và cộng sự đã ứng dụng kỹ thuật này trong đánh giá vậtliệu titan và các hợp kim của nó Theo nghiên cứu này, khi ngâm vật liệu Titanvào trong môi trường giả định và đánh giá sự hình thành lớp apatite trên bề mặtvật liệu sau 6 giờ, 12 giờ, 24 giờ và 72 giờ Kết quả cho thấy lớp apatite đượchình thành rất rõ ràng trên bề mặt của vật liệu tương ứng với thời gian đượcngâm trong môi trường giả định Lớp apatite này được cho là sẽ có tác dụngkích thích quá trình liền xương khi đưa vào cơ thể [27] Phương pháp sử dụngmôi trường giả định sau đó được nhiều tác giả trên thế giới sử dụng và được cácnhà vật liệu thừa nhận là một thử nghiệm in vitro cho phép đánh giá sơ bộ khảnăng tương thích sinh học cũng như kích thích quá trình liền xương của vật liệunhờ hình thành lớp apatite trên lớp bề mặt Tuy nhiên, các thành phần trong môitrường thường xuyên được thay đổi để gần tương đồng với dịch sinh học trong

cơ thể Sau nhiều lần thay đổi, đến năm 2007, môi trường giả định với thànhphần ổn định đã được đánh giá theo tiêu chuẩn ISO 23317 và được xem là dungdịch chuẩn cho phép đánh giá in vitro về khả năng hình thành lớp apatite của cácloại vật liệu [28] Từ đó thử nghiệm trong môi trường giả định được xem là kỹthuật bắt buộc với các nghiên cứu thử nghiệm các loại vật liệu mới ứng dụngtrong chấn thương chỉnh hình

Khi nghiên cứu trong môi trường giả định, có 3 vấn đề được quan tâmđánh giá: Đánh giá khả năng hình thành lớp apatite, sự thay đổi độ PH, sự thayđổi nồng độ của magie và sự thay đổi bề mặt của vật liệu khi quét SEM, IR.

Trong nghiên cứu của đề tài này dung dịch Hanks sẽ được sử dụng cho thí

nghiệm đánh giá tốc độ phân hủy sinh học in vitro dựa vào tiêu chuẩn ASTM

Đối với nghiên cứu trên môi trường giả định, quy trình lấy mẫu, thử mẫu

và dung dịch nghiên cứu đòi hỏi một quá trình vô khuẩn tuyệt đối

3.1.2 Đánh giá tính tương thích sinh học bằng độc tính tế bào

Tính tương thích sinh học cũng được đánh giá bằng độc tính của vật liệukhi được đặt vào môi trường có các tế bào được quan tâm Nguyên lý củaphương pháp này là cho vật liệu vào môi trường có chứa các tế bào nghiên cứuhoặc cấy trực tiếp tế bào lên bề mặt vật liệu [29] Độc tính đối với tế bào của vậtliệu được xác định thông qua tỷ lệ tế bào chết hoặc tăng sinh sau khi tế bào đượctiếp xúc với vật liệu so với trước khi tiếp xúc Có nhiều dòng tế bào được sửdụng để đánh giá độc tính của vật liệu như dòng tế bào tạo cốt bào chuột nhắt, tếbào biểu mô chuột nhắt hay tế bào sừng của da người

Trong lĩnh vực chấn thương chỉnh hình, người ta thường sử dụng dòng tếbào tạo cốt bào người hoặc chuột nhắt Thông thường, người ta ủ các tế bào tạocốt bào chuột với vật liệu nghiên cứu trong 48 giờ Sau đó, đánh giá sự thay đổi

hình thái, tỷ lệ chết hay tăng sinh của tế bào dưới kính hiển vi quang học.Phương pháp đánh giá độc tính tế bào của vật liệu kết xương đã được xây dựngthành quy trình đánh giá với tiêu chuẩn quốc tế IOS 10993-5 [30]

Trong nghiên cứu này, để đánh giá độc tính tế bào của vật liệu Mg ZK60chúng tôi lựa chọn phương pháp ngâm vật liệu vào dung dịch có chứa tế bào tạocốt bào với phương pháp đánh giá đã được mô tả bởi Garima Tripathi và cộng

sự (2012) [31]

Bảng 1.5 Đánh giá độc tế bào theo Garima Tripathi

Tế bào sử dụng Dòng tế bào tạo cốt bào người SaOS2

Số lượng tế bào sử dụng 5 x 105 tế bào/ml

Thành phần dịch nuôi cấy - Môi trường McCoy’s medium 5A (thành phần

môi trường gồm 1.5 mM L-glutamine và 2200mg/L sodium bicarbonate)

- Bổ sung dung dịch penicillin/streptomycin 1%

- pH trung tính

- Cung cấp đủ O2Tiêu chuẩn đánh giá Số lượng tế bào sống/ml sau ngâm vật liệu

3.1.3 Đánh giá tính tương thích sinh học bằng sự thay đổi hình thái và biệt hóa tế bào

Đánh giá hình thái của tế bào khi được được ủ trong môi trường vật liệu làmột phương pháp cho phép đánh giá được sự tương tác giữa tế bào và vật liệu[32] Trong nghiên cứu này có một số đặc điểm được sử dụng để đánh giá gồmhình thái, độ bám và sự phát triển lan rộng của tế bào trong môi trường chứa vậtliệu Nghĩa là vật liệu càng có tính tương thích càng cao thì sự biến đổi hình tháicàng ít, độ bám và phát triển lan rộng của tế bào trong môi trường chứa vật liệucàng mạnh [33]

Nguyên lý của kỹ thuật này là ngâm vật liệu trong môi trường có chứadòng tế bào hợp trong một khoảng thời gian nhất định Sau đó, quan sát hìnhthái, độ bám dính và sự phát triển lan rộng của tế bào trong môi trường chứa vật

liệu bằng phương pháp sử dụng kính hiển vi, gồm kính hiển vi quang học, kínhhiển vị đồng tụ và kính hiển vi điện tử [34] Tuy nhiên, khi sử dụng kính hiển viquang học có một hạn chế là hình ảnh có độ mờ khá cao vì vậy đánh giá hìnhảnh về hình thái, độ bám dính và sự phát triển của tế bào trên nền vật liệu có độchính xác không cao [35].

Vì vậy, để đánh giá chính xác hơn các đặc điểm liên quan đến hình thái,

độ bám dính và sự phát triển tế bào, các nhà khoa học khuyến cáo nên sử dụngkính hiển vi huỳnh quang và kính hiển vi quét tia laser đồng tụ bởi vì bất kỳ cấutrúc tế bào nào đều có thể thấy được rõ ràng hơn bằng cách gắn các tế bào vớicác kháng thể/tế bào đặc biệt được gắn với fluorophores

Trong nghiên cứu của Liu và cộng sự (2016), nhóm tác giả đã tiến hànhđánh giá sự tăng sinh của tế bào tạo cốt bào trên nền vật liệu phủ nano-HA bằngphương pháp MTT được thực hiện theo qui trình trong sách hướng dẫn thửnghiệm tế bào của Riss và cộng sự (2013) với các chỉ tiêu sau:

Bảng 1.6 Các chỉ tiêu theo p:hương pháp MTT của Riss và CS

1 Số lượng tế bào trong môi trường

2 Số lượng tế bào phát triển trên bề mặt vật liệu

3.1.4 Đánh giá tính tương thích sinh học bằng khả năng tăng sinh của tế bào

3.1.4.1 Đánh giá khả năng tăng sinh bằng phương pháp nhuộm Giemsa

Phương pháp này được đề xuất bởi Yazid và cộng sự (2010) [36] Theophương pháp này, nhóm tác giả sử dụng các dòng tế bào gốc hoặc các dòng tế

bào tiền thân như dòng tế bào MC3T3-E1 Các dòng tế bào này được nuôi trongmôi trường chứa vật liệu kết xương Để đánh giá khả năng tăng sinh, người tacho vào môi trường các chất đánh dấu sinh học Đối với các vật liệu dùng trongchấn thương chỉnh hình, các dòng tế bào tiền thân và tế bào gốc là những tế bàophát triển thành dòng tạo cốt bào và hủy cốt bào Vì vậy, người ta hay sử dụnghai chất dấu ấn sinh học là alkaline phosphatase (ALP) và tartrate resistant acidphosphatase (TRAP).

ALP là dấu ấn sinh học cho sự tăng sinh của tế bào tạo cốt bào và TRAP

là dấu ấn sinh học cho sự tăng sinh của tế bào hủy cốt bào Các dòng tế bào nàyđược nuôi trong môi trường chứa vật liệu trong 7 ngày hoặc 14 ngày Sau đó,lấy mẫu tế bào và rửa với dung dịch đệm p-nitrophenyl phosphate (p-NPP) Phathêm 200µl dung dịch Triton X-100 và ly tâm với tốc độ 2500 vòng trong 15phút ở nhiệt độ 4oC Lấy phần dịch sau khi ly tâm ủ với 50µl ALP hoặc TRAPtrong 30 phút Mẫu bệnh phẩm sau đó được tiến hành nhuộm Giemsa để phântích sự tăng sinh của các dòng tế bào được nghiên cứu Sự tăng sinh mạnh củadòng tế bào tạo cốt bào là chỉ tiêu đánh giá tính tương thích sinh học của vật liệukết xương được nghiên cứu

3.1.4.2 Đánh giá khả năng tăng sinh của tế bào bằng phương pháp MTT (4,5-dimethylthiazolyl-2-yl)-2,5-diphenyltetrazolium bromide)

(3-Sử dụng MTT cũng là một trong những phương pháp phổ biến được nhiềunghiên cứu trước đây sử dụng để đánh giá khả năng tăng sinh của dòng tế bàođược nuôi trong môi trường chứa vật liệu sinh học như vật liệu kết xương Mụcđích của phương pháp sử dụng MTT là để xác định và đánh giá khả năng gâyđộc và tăng sinh tế bào

Nguyên lý của phương pháp là cho dòng tế bào nghiên cứu cùng với vậtliệu kết xương vào trong môi trường có chứa chuyển MTT [3-(4,5-dimethyl-thiazol-2-yl)-2,5-diphenyl tetrazolium bromid] Enzym succinat dehydrogenase(SDH) ở ty thể của các tế bào sống sót sẽ chuyển MTT thành tinh thể formazan.Tinh thể này sẽ tan trong dung môi hữu cơ như isopropanol tạo dung dịch màu

tím và được đo mật độ quang OD ở bước sóng từ 490-570 nm Dựa vào mật độnày, có thể xác định được tỷ lệ tế bào sống trong môi trường có chứa vật liệu kếtxương Tỷ lệ sống tế bào càng cao cho thấy độc tính của vật liệu càng thấp vàngược lại Hơn nữa, nếu tế bào tăng sinh tốt thì mật độ quang OD sẽ tăng saukhi tế bào được cho vào môi trường chứa vật liệu Vì vậy, ngoài đánh giá độctính thì phương pháp MTT cũng là phương pháp tin cậy để đánh giá khả năngtăng sinh của tế bào Đối với vật liệu kết xương người ta thường đánh giá độctính của mẫu thử với hai dòng tế bào là tạo cốt bào và hủy cốt bào được lấy từngười hoặc động vật.

Gần đây, người ta sử dụng quy trình đánh giá khả năng tăng sinh của tếbào bằng phương pháp MTT như sau: Dòng tế bào tạo cốt bào người được chovào đĩa gồm 96 giếng với mật độ tế bào là 3 x104 tế bào/giếng Sau đó, ủ trongmôi trường có chứa 95% oxy và 5% CO2 ở nhiệt độ 37oC Sau đó, cho 100µldung dịch Dulbecco's modified Eagle's medium (DMEM) vào mỗi giếng Saukhi ủ tiếp 72 giờ, tiến hành cho 20µl dung dịch dMTT ở nồng độ 5mg/ml vàomỗi giếng Ủ tiếp trong 4 giờ, phần dung dịch nổi phía trên được loại bỏ và thêm150µl dung dịch Dimethyl sulfoxide (DMSO) và lắc đều trong 10 phút trongmôi trường tối Tiến hành đo quang OD ở bước sóng 490 nm [37]

3.2 Phương pháp nghiên cứu trên động vật thực nghiệm

3.2.1 Mô hình thực nghiệm trên các loại động vật nhỏ

3.2.1.1 Mô hình trên chuột cống

Chuột cống là một mô hình thực nghiệm được các nghiên cứu trước đây

sử dụng để đánh giá tính tương thích sinh học của vật liệu kết xương Ưu điểmcủa mô hình này là chi phí thấp liên quan đến cả chăm sóc và theo dõi trên độngvật thực nghiệm Thời gian theo dõi và đánh giá ngắn nên cho phép đánh giá sơ

bộ tính tương thích của nhiều loại vật liệu kết xương có tiềm năng được sử dụngtrong chuyên ngành chấn thương chính hỉnh Mô hình chuột cống được các tácgiả sử dụng bắt đầu từ 8 tuần tuổi như khuyến cáo của Irish và cộng sự (2013)[38] Tuy nhiên, do dặc điểm xương nhỏ nên việc gây ra mô hình gãy xương

thực nghiệm trên chuột cống thường khó được thực hiện Vì vậy, hầu hết cácnghiên cứu trước đây như Witso và cộng sự (2020) chỉ đánh giá tính tương thíchsinh học của vật liệu kết xương qua phản ứng viêm của tổ chức cơ khi được cấyđĩa vào cơ đùi chuột cống trắng [39] Như vậy, mặc dù mô hình chuột cốngtrắng chi phí thấp nhưng việc đánh giá tính tương thích sinh học của vật liệu chỉ

ở mức sơ bộ Vì vậy, nếu muốn đánh giá sâu hơn cần tiếp hành trên các loạiđộng vật có kích thước lớn hơn

3.2.1.2 Mô hình trên thỏ

Thỏ là một trong những loài động vật sử dụng phổ biến trong các nghiêncứu y khoa, với tỷ lệ sử dụng trong nghiên cứu liên quan đến hệ cơ xương đến35% [40] Nguyên nhân là do dễ thực hiện các thử nghiệm khi thỏ ở trạng tháithức tỉnh và kích thước thỏ không quá lớn Hơn nữa, thỏ cũng dễ đạt được trạngthái trưởng thành về chức năng hệ cơ xương, trung bình là ở 6 tháng tuổi [41].Điều này đã làm cho chi phí cho thực hiện nghiên cứu trên thỏ sẽ thấp hơn nhiều

so với các động vật lớn như chó và lợn

Tuy nhiên, một trong những hạn chế khi thực hiện nghiên cứu trên môhình thỏ là khó đánh giá cùng lúc nhiều vật liệu kết xương trên cùng một thỏ dokích thước động vật nhỏ Kích thước vật liệu cũng không được quá lớn Mặc dù

có những hạn chế nêu trên nhưng thỏ vẫn là động vật được lựa chọn rất phổ biếncho các nghiên cứu vật liệu kết xương ứng dụng trong chấn thương chỉnh hình

Trên thỏ, có nhiều mô hình được phát triển để nghiên cứu các loại vật liệukết xương khác nhau Để nghiên cứu tác dụng của màng sinh học biofilm trongchấn thương chỉnh hình, Zhang và cộng sự (2017) đã tiến hành gây mô hìnhkhuyết xương đùi thỏ một bên và kết xương với vật liệu kết xương bằng thépkhông gỉ 316L với kích thước là 35mm chiều dài x 6.5mm chiều rộng và 2mmchiều dày, sử dụng 4 vít ở hai bên vị trí khuyết xương với kích thước 10mmchiều dài và 2,4mm đường kính Đánh giá hiệu quả sau 21 ngày bằng lâm sàng,

X Quang và CT [42]

3.2.2 Mô hình thực nghiệm trên các loại động vật lớn

3.2.2.1 Mô hình trên chó Canine

Chó là một trong những loài động vật thường được sử dụng trong cácnghiên cứu về vật liệu kết xương Người ta đã chứng minh rằng có nhiều đặcđiểm tương đồng giữa xương chó Canine và xương người nên đây cũng là mộttrong những mô hình lý tưởng để nghiên cứu về tính tương thích sinh học và sựkích thích quá trình liền xương của vật liệu kết xương ứng dụng trong chấnthương chỉnh hình

Theo nghiên cứu của Martini và cộng sự (2001) lấy số liệu tổng hợp từnăm 1970 đến năm 2001 thì tỷ lệ các nghiên cứu chấn thương chỉnh hình sửdụng chó làm mô hình động vật chiếm khoảng 9% [39] Tuy nhiên, có một sốnhược điểm khi sử dụng mô hình này đã được các nhà khoa học chỉ ra Đó làviệc chăm sóc khó khăn, chi phí lớn và liên quan đến vấn đề y đức khi thực hiệnnghiên cứu trên động vật lớn Vì vậy, tỷ lệ các nghiên cứu sử dụng chó làm môhình để nghiên cứu vật liệu kết xương trong những năm gần đây đang có xuhướng giảm

3.2.2.2 Mô hình trên lợn

Lợn được thấy là đối tượng nghiên cứu trong các nghiên cứu về hoại tửchỏm xương đùi, gãy xương, các nghiên cứu về sự phát triển xương và cácnghiên cứu đánh giá vật liệu kết xương mới trong chấn thương chỉnh hình vànha khoa [40] Tuy nhiên, tỷ lệ nghiên cứu sử dụng lợn được xem là hạn chế do

sự tăng trọng của lợn nhanh và trọng lượng lớn quá mức khi thực hiện cácnghiên cứu trong một thời gian dài Hơn nữa, khi nghiên cứu trên lợn còn cóđiểm hạn chế là thực hiện các thí nghiệm tương đối khó khăn, gây ra nhiều tiếng

ồn và có thể tấn công người thực hiện thí nghiệm

3.2.2.3 Mô hình trên cừu

Cừu cũng được các nghiên cứu trên động vật lớn như cứu cũng được cáctác giả trên thế giới thực hiện nhằm đánh giá tính tương thích sinh học của vậtliệu kết xương với thời gian dài hơn Mô hình này có ưu điểm là có thể thiết kếcác loại vật liệu có kích thước lớn gần tương đương với kích thước của vật liệu

kết xương được sử dụng trên người và thời gian theo dõi kéo dài tương tự nhưtrên người Vì vậy, đánh giá được tương đối chính xác khả năng ứng dụng vậtliệu kết xương trên người Đặc biệt, nhiều đặc tính về phản ứng của vật liệu trênđộng vật thực nghiệm có tiềm năng xảy ra trên người có thể được khẳng địnhtrên các loại động vật lớn khi vật liệu được thiết kế với kích thước và thời giantheo dõi tương đương trên người [43].

Trong giai đoạn từ năm 1990 đến năm 2001, mô hình thực nghiệm trêncừu được sử dụng đến 9-12% trong tổng số các mô hình thực nghiệm để đánhgiá tính tương thích sinh học liên quan đến vật liệu kết xương ứng dụng trongchấn thương chỉnh hình [44] Tuy nhiên, cấu trúc vi thể của xương cừu lại cónhiều điểm khác biệt so với cấu trúc xương người như được mô tả bởi Dekleer,

2006 [45] Hơn nữa, việc tiến hành nghiên cứu trên động vật lớn như cừu làtương đối khó khăn, chi phí chăm sóc và theo dõi lớn Vì vậy, việc tiến hànhnghiên cứu trên cừu với số lượng lớn động vật cần sử dụng là tương đối khókhăn Đây là nguyên nhân mà việc tiến hành nghiên cứu tính tương thích sinhhọc trên các loại động vật lớn nói chung và cừu nói riêng ngày càng hạn chế

Như vậy, mặc dù có nhiều mô hình động vật thực nghiệm khác nhau,nhưng mô hình khuyết xương trên thỏ vẫn là một trong những mô hình phổ biến

để thiết kế cho nghiên cứu chế tạo nẹp vít mới sử dụng cứu trong chấn thươngchỉnh hình

4 Các nghiên cứu về các vật liệu tự tiêu Mg

4.1 Nghiên cứu khả năng tự tiêu hủy của hợp kim Mg trên in vitro

Trên in vitro, các nghiên cứu tính tự tiêu hủy của vật liệu Mg thường đánhgiá đồng thời với các nghiên cứu đánh giá tính tương thích sinh học Hiện naycác nghiên cứu trên môi trường giả định được sử dụng khá phổ biến cho cácnghiên cứu này

Môi trường giả định là một trong những thí nghiệm quan trọng để đánhgiá tính tương thích sinh học và tính tự tiêu hủy của vật liệu kết xương [46].Phương pháp này đã được phát triển từ những năm 1991 bởi Kokubo nhằm

nghiên cứu khả năng chống ăn mòn của vật liệu khi vật liệu được cấy ghép vào

cơ thể [47] Theo đó, các điều kiện về nồng độ các ion và pH của dung dịchtrong môi trường giả định được điều chỉnh tương đương với dịch sinh học trong

cơ thể người Vật liệu sau đó được ngâm trong môi trường giả định này trongmột khoảng thời gian nhất định Sau đó, đánh giá bề mặt của vật liệu cũng như

sự thay đổi nồng độ ion, pH của dung dịch giả định Từ những kết quả này sẽcho phép đánh giá và dự đoán được ảnh hưởng của vật liệu lên cơ thể sống vàquá trình can xương khi cấy ghép vật liệu vào cơ thể

Năm 1991, Kim và cộng sự đã ứng dụng kỹ thuật này trong đánh giá vậtliệu titan và các hợp kim của nó Theo nghiên cứu này, khi ngâm vật liệu Titanvào trong môi trường giả định và đánh giá sự hình thành lớp apatite trên bề mặtvật liệu sau 6 giờ, 12 giờ, 24 giờ và 72 giờ Kết quả cho thấy lớp apatite đượchành thành rất rõ ràng trên bề mặt của vật liệu tương ứng với thời gian đượcngâm trong môi trường giả định Lớp apatite này được cho là sẽ có tác dụngkích thích quá trình liền xương khi đưa vào cơ thể [48]

Phương pháp sử dụng môi trưởng giả định sau đó được nhiều tác giả trênthế giới sử dụng và được các nhà vật liệu thừa nhận là một thử nghiệm in vitrocho phép đánh giá sơ bộ khả năng kích thích quá trình liền xương của vật liệunhờ hình thành lớp apatite trên lớp bề mặt Tuy nhiên, các thành phần trong môitrường thường xuyên được thay đổi để gần tương đồng với dịch sinh học trong

cơ thể Sau nhiều lần thay đổi, đến năm 2007, môi trường giả định với thànhphần ổn định đã được đánh giá theo tiêu chuẩn ISO 23317 và được xem là dungdịch chuẩn cho phép đánh giá in vitro về khả năng hình thành lớp apatite của cácloại vật liệu [49] Từ đó thử nghiệm trong môi trường giải định được xem là kỹthuật bắt buộc với các nghiên cứu thử nghiệm các loại vật liệu mới ứng dụngtrong chấn thương chỉnh hình

Trong các nghiên cứu dung dịch Hanks sẽ được sử dụng cho thí nghiệmđánh giá đặc tính tự tiêu hủy và tốc độ tiêu hủy của vật liệu trên in vitro Dungdịch Hanks có thành phần các chất như sau:

Bảng 1.7 Thành phần của dung dịch Hanks

4.2.1 Các nghiên cứu trên mô hình động vật nhỏ

Đã có nhiều hệ vật liệu tự tiêu nền Mg được phát triển và nghiên cứu trênđộng vật nhỏ trong đó chuột cống trắng và thỏ là những động vật được sử dụngnhiều nhất Theo thống kê, trong tất cả mô hình thực nghiệm, để đánh giá tínhtương thích của vật liệu kết xương thì chuột cống trắng được sử dụng chiếm35% và thỏ được sử dụng chiếm 30% tổng số các nghiên cứu Vì vậy, trong nộidung này chúng tôi chủ yếu đánh giá một số nghiên cứu thực nghiệm trên chuộtcống trắng và thỏ

Trên chuột cống trắng, Iglesias và cộng sự (2015) đã đánh giá tính tươngthích của hệ vật liệu Mg AZ31 trên mô hình gãy xương thực nghiệm Kết quảcho thấy sau khi cấy vật liệu AZ31 vào xương đùi chuột 1 tháng, 9 tháng và 13tháng không gây chảy máu cũng như các dấu hiệu nhiễm độc trên chuột [50].Miura và cộng sự (2016) đã tiến hành đánh giá tính tương thích của hệ vật liệuMg–1.0Al thông quan phản ứng của tổ chức cơ đùi chuột Kết quả nghiên cứunày cho thấy sau 4 tuần, hệ vật liệu này không gây ra những hậu quả bất lợi nhưviêm, phù nề tại vị trí đặt vật liệu [51]

Theo nghiên cứu của Li và cộng sự (2022) đã đánh giá tính tương thíchsinh học của ba hệ vật liệu Mg gồm Mg, Mg-3Zn và Mg-2Zn-1Mn trên cả môhình chuột cống Kết quả nghiên cứu cho thấy cả ba vật liệu Mg đều có tác dụngkích thích sự phát triển của tế bào tạo xương trên mô hình khuyết xương thực

nghiệm [52] Tương tự, cũng trên mô hình khuyết xương thực nghiệm với chuộtcống trắng, Drobyshev và cộng sự (2023) đã đánh giá tính tương thích sinh họccủa hệ vật liệu Mg-2Zn-2Ga Nghiên cứu này, nhóm tác giả đã đánh giá trên cácchỉ tiêu về dấu hiệu viêm, hình ảnh X-Quang, mô học, đánh giá bề mặt vật liệusau 3 tháng và 6 tháng Kết quả sơ bộ cho thấy hệ vật liệu này không gây ra cácdấu hiệu viêm và nhiễm độc trên động vật thực nghiệm Tuy nhiên, nhóm tác giảcũng gợi ý cần tiến hành nghiêm cứu tiếp ở các nhóm động vật lớn hơn để đánhgiá chính xác hơn [53].

Trên mô hình thỏ, Sefa và cộng sự (2019) đã tiến hành đánh giá tínhtương thích sinh học của 3 hệ vật liệu Mg, gồm Mg-10Gd, Mg-4Y-3RE và Mg-2Ag Trong nghiên cứu này, vít của 3 hệ vật liệu nói trên với kích thước 2 x 2

mm (đường kính x chiều dài) được khoan và bắt vít trực tiếp vào xương đùi thò.Đánh giá phản ứng của tổ chức xung quanh vít trong 9 tháng cho thấy vít vẫnbám chắc vào xương đùi thỏ và không có sự thay đổi đáng kể tổ chức quanh vịtrí bắt vít [54] Như vậy, mặc dù có tính tự tiêu, nhưng với thời gian nói trên, cácloại vít Mg vẫn đảm bảo sự bám chắc giúp cho quá trình liền xương trên độngvật thực nghiệm

Nghiên cứu về tính tương thích sinh học của đĩa vật liệu Mg khi được gắntrên cơ vùng lưng và vùng đùi thỏ Kim và cộng sự (2022) cho thấy trong thờigian 4 tuần, 8 tuần và 12 tuần, hệ vật liệu nói trên không gây ra phản ứng bất lợinhư viêm, chậm liền viết thương… cho động vật thực nghiệm [55] Loại hìnhnghiên cứu khác trên thỏ là mô hình gây khuyết xương (gãy xương) thực nghiệmcũng được các nghiên cứu trước đây thực hiện

Theo nghiên cứu của Zhuang và cộng sự (2016) tiến hành đánh giá hệ vậtliệu Mg AZ31 được phủ trên thỏ gây mô hình gãy xương cẳng chân Theo dõitrong 2 tuần, 4 tuần, 8 tuần và 12 tuần bằng tình trạng chung, hình ảnh mô học

và X-Quang Kết quả cho thấy vật liệu AZ31 được phủ kích thích quá trình liềnxương tốt hơn so với vật liệu AZ31 không phủ Đặc biệt, tác giả cũng nhấnmạnh các vật này đều không gây viêm và các dấu hiệu độc trên thỏ được cấy vật

liệu Tuy nhiên, mỗi nhóm chỉ được thực hiện với 3 thỏ nên có lẽ cần đánh giávới số lượng động vật lớn hơn để có nhận định chính xác hơn [56]

Như vậy, với các loại hình nghiên cứu thực nghiệm khác nhau trên cácloài động vật nhỏ như chuột cống và thỏ thì đều cho thấy tính tương thích sinhhọc của vật liệu Mg là cao Đặc biệt các nghiên cứu đều cho thấy vật liệu Mgmặc dù có tính tự tiêu nhưng sau thời gian ít nhất là 12 tuần vẫn đảm bảo độcứng và bám chắc trên nền xương

4.2.2 Các nghiên cứu trên mô hình động vật lớn

Động vật lớn cũng được sử dụng để nghiên cứu tính tương thích sinh họccủa vật liệu kết xương Có 3 loại động vật lớn thường được sử dụng là chó, lợn

và dê Trong đó, lợn được sử dụng chiếm 15%, chó được sử dụng 10% và cácđộng vật khác chiếm tỷ lệ rất thấp trong tổng số các nghiên cứu thực nghiệmnhằm đánh giá tính tương thích sinh học của vật liệu kết xương

Trên mô hình lợn, Schaller và cộng sự (2018) đánh giá tính tương thíchcủa vật liệu Mg tự tiêu được phủ màng vi lượng Vật liệu này được cấy lênxương vùng mặt của lợn và theo dõi trong 9 tháng Kết quả cho thấy không cóphản ứng bất lợi cũng như không có lớp khí được hình thành giữa vật liệu kếtxương và xương đùi lợn [57]

Tương tự, Naujokat và cộng sự (2017) đã tiến hành đánh giá khả năngkích thích quá trình liền xương của vít và đĩa Mg tự tiêu so với vật liệu titan trên

mô hình khuyết xương trên xương trán của lợn Đánh giá bằng phim CT sau 10tuần, 20 tuần và 30 tuần cho thấy mặc dù có sự xuất hiện khe hở giữa xương vàvật liệu Mg sau 30 tuần do sự tiêu của vật liệu nhưng điều này không ảnh hưởngđến độ chắc và độ bám của vật liệu trên nền xương Đặc biệt, kết quả này chothấy lớp xương mới hình thành tăng 9% sau 30 tuần cấy vật liệu [58]

Một nghiên cứu khác của Imwinkelried và cộng sự (2020) cũng cho kếtquả tương tự đánh giá tính tương thích sinh học của nẹp và vít của vật liệu Mg

tự tiêu WE43 khi cấy lên nhiều vị trí khác nhau trên xương lợn gồm xương trán,xương hàm mặt Kết quả cho thấy sau 6 tháng nẹp vít bám chắc trên nền xương,không ảnh hưởng đến chức năng các cơ bản của lợn được cấy các nẹp vít của vật

liệu kết xương Mg WE43 [59] Trên dê, Zhang và cộng sự (2018) tiến hànhđánh giá tính tương thích sinh học của vật liệu Mg AZ31 phủ Si Nhóm tác giảtiến hành cấy nẹp vít của vật liệu AZ31 lên xương cột sống C3/C4 và C5/C6trên 24 dê trưởng thành Đánh giá tính tương thich sinh học của vật liệu này sau

24 tuần Kết quả cho thấy mặc dù kích thước của vật liệu thay đổi rõ nhưng vẫnbám chắc và kích thích hình thành lớp xương mới trên xương của dê rõ sau 24tuần theo dõi [60]

Như vậy, mặc dù có nhiều điểm khác nhau trong thiết kế nghiên cứu vềtính tương thích sinh học của vật liệu kết xương tự tiêu nền Mg trên các độngvật lớn hay động vât nhỏ, nhưng qua các nghiên cứu này đều cho cho chúng tathấy các hệ vật liệu nền Mg có một tiềm năng rất lớn để có thể ứng dụng trongsản xuất đinh, vít, nẹp và tiềm năng sử dụng rộng rãi trong chuyên ngành chấnthương chỉnh hình

CHƯƠNG 2 ĐỐI TƯỢNG VÀ PHƯƠNG PHÁP NGHIÊN CỨU

1 Đối tượng nghiên cứu

Thỏ trắng khỏe mạnh, tuổi trung bình từ 6 đến 8 tháng tuổi, cân nặngkhoảng 2-3 Kg Thỏ được nuôi nhốt trong chuồng riêng trong phòng nuôithoáng mát, với chế độ sáng/tối là 12 giờ Thỏ không bị hạn chế thức ăn và nướcuống Mọi quy trình thí nghiệm trên thỏ đều tuân thủ chặt chẽ theo hướng dẫnchăm sóc và sử dụng động vật trong thí nghiệm của Học viện Quân y

Hình 2.1 Hình ảnh thỏ được chăm sóc tại phòng nuôi động vật

- Đĩa vật liệu Mg ZK60 hình tròn có đường kính 15 mm, dày 2mm và nẹpvật liệu Mg ZK60 có 4 lỗ dài 23,15mm, dày 1,3mm

Đĩa ZK60 không phủ HA Đĩa ZK60 có phủ HA

Hình 2.2 Hình ảnh vật liệu ZK60 được thiết kế dưới dạng đĩa kim loại.

Vít vật liệu Mg ZK60 có đường kính vít 2mm, mũ vít đường kính 4mmdài 10mm Các loại vật liệu sử dụng trong nghiên cứu được phối hợp với ViệnVật liệu Đại học Bách Khoa sản xuất Kích thước vật liệu phù hợp với kíchthước vật liệu được sử dụng trên thỏ và ngón tay trên người ở các nghiên cứutrước đây Nẹp và vít ở nhóm chứng là vật liệu Titan có cùng kích thước do