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
MỤC LỤC ĐẶT VẤN ĐỀ CHƯƠNG I TỔNG QUAN TÀI LIỆU Lịch sử nghiên cứu sử dụng vật liệu kim loại ngoại khoa .3 1.1 Lịch sử nghiên cứu vật liệu kim loại ngoại khoa 1.2 Một số kim loại dùng y khoa Tình hình nghiên cứu ứng dụng hợp kim Mg 11 Các phương pháp đánh giá tính tương thích sinh học vật liệu kết xương .14 3.1 Phương pháp nghiên cứu ống nghiệm 14 3.2 Phương pháp nghiên cứu động vật thực nghiệm 20 Các nghiên cứu vật liệu tự tiêu Mg 23 4.1 Nghiên cứu khả tự tiêu hủy hợp kim Mg in vitro 23 4.2 Các nghiên cứu tính tương thích sinh học khả tự tiêu hợp kim Mg mơ hình động vật thực nghiệm 25 CHƯƠNG ĐỐI TƯỢNG VÀ PHƯƠNG PHÁP NGHIÊN CỨU .29 Đối tượng nghiên cứu .29 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 động vật thực nghiệm .33 2.4 Phân tích số liệu 52 2.5 Xử lý sai số 53 Đạo đức nghiên cứu 53 CHƯƠNG KẾT QUẢ NGHIÊN CỨU .55 Kết nghiên cứu in vitro .55 1.1 Kết phủ mẫu 55 1.2 Kết thử nghiệm đánh giá tốc độ phân hủy sinh học 56 1.3 Kết thử nghiệm nuôi cấy tế bào .62 Kết tính tương thích sinh học qua thử nghiệm đặt đĩa kim loại đùi thỏ .63 2.1 Sự thay đổi cân nặng trước 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 chỗ 65 2.5 Ảnh hưởng cấy đĩa vào đùi thỏ lên chức tim mạch 66 2.6 Ảnh hưởng cấy đĩa kim loại vào đùi thỏ lên chức tạo máu69 2.7 Ảnh hưởng cấy đĩa vào đùi thỏ lên chức gan 73 2.8 Ảnh hưởng cấy đĩa vào đùi thỏ lên chức thận 74 2.9 Hình ảnh X-quang đùi thỏ cấy đĩa kim loại 75 2.10 Sự biến đổi tổ chức xung quanh vị trí đặt đĩa kim loại lên đùi thỏ 79 Kết tính tương thích sinh học qua thử nghiệm đặt nẹp vít vào xương đùi thỏ gây gãy thành xương 81 3.1 Thay đổi cân nặng trước 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 sau phẫu thuật .84 3.4 Nhiệt độ chỗ vết mổ 84 3.5 Ảnh hưởng kết xương nẹp vít lên chức tim mạch 85 3.6 Ảnh hưởng kết xương nẹp vít vào xương đùi thỏ lên chức tạo máu 89 3.7 Ảnh hưởng kết xương nẹp vít vào xương đùi thỏ lên chức gan 92 3.8 Ảnh hưởng kết xương nẹp vít vào xương đùi thỏ lên chức thận 93 3.9 Ảnh hưởng kết xương nẹp vít vào xương đùi thỏ đến nồng độ cytokine huyết tương 94 3.10 Hình ảnh X-Quang xương đùi thỏ 96 3.11 Hình ảnh mơ bệnh học 101 CHƯƠNG BÀN LUẬN 105 Kết nghiên cứu in vitro 105 1.1 Cơ chế phân hủy sinh học vai trò lớp phủ 105 1.2 Sự hình thành ảnh hưởng sản phẩm ăn mòn 106 1.3 Ảnh hưởng lớp phủ HA tới tính tương thích sinh học mơi trường in vitro 107 Tính tương thích sinh học qua thử nghiệm đặt đĩa kim loại đùi 109 2.1 Ảnh hưởng đĩa kim loại lên tình trạng chung thỏ 109 2.2 Phản ứng chỗ toàn thân vật liệu cấy đĩa vật liệu vào đùi thỏ 110 2.3 Đánh giá tính tương thích sinh học qua ảnh hưởng cấy đĩa kim loại lên chức tim mạch thực nghiệm 111 2.4 Đánh giá độc tính kim loại 113 2.5 Đánh giá phản ứng vị trí cấy đĩa kim loại 116 2.6 Phản ứng tổ chức đùi thỏ với đĩa kim loại 117 Tính tương thích sinh học qua thử nghiệm kết xương nẹp vít vào xương đùi thỏ 118 3.1 Sự ảnh hưởng kết xương nẹp vít lên phát triển chung 118 3.2 Ảnh hưởng kết xương lên tình trạng chỗ tồn thân 118 3.3 Ảnh hưởng kết xương nẹp vít lên chức tim mạch .119 3.4 Độc tính vật liệu kết xương 120 3.5 Sự thay đổi cytokine huyết tương sau kết xương 123 3.6 Khả tự tiêu hủy kích thích liền xương nẹp vít Mg ZK60 124 KẾT LUẬN 128 KIẾN NGHỊ 130 TÀI LIỆU THAM KHẢO PHỤ LỤC DANH MỤC VIẾT TẮT Implant: Vật liệu cấy ghép Hydroxyapatite: HA Magie: Mg Kính hiển vi điện tử quét (SEM) DANH MỤC CÁC BẢ Bảng 1.2 Thành phần hoá học thép K92, nẹp AO, đinh Stainmann Bảng 1.3 Thành phần hố học hợp kim cơban sử dụng để chế tạo phương tiện kết xương Bảng 1.4 Thành phần hoá học titan hợp kim titan sử dụng cho 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 tiêu theo p:hương pháp MTT Riss CS 18 Bảng 1.8 Thành phần dung dịch Hanks 25Y Bảng 2.1 Thành phần hóa học hợp kim ZK60 (theo % khối lượng) Bảng 3.1 Khối lượng mẫu thử thời điểm trước sau thử nhúng 57 Bảng 3.2 Kết định lượng ion Mg2+ giải phóng dung dịch thử nghiệm 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 sau phẫu thuật cấy đĩa kim loại 63 Bảng 3.5 Nhiệt độ toàn thân trước sau phẫu thuật 65 Bảng 3.6 Nhiệt độ chỗ vết mổ trước sau phẫu thuật 65 Bảng 3.7 Sự thay đổi nhịp tim trước sau phẫu thuật 66 Bảng 3.8 Sự thay đổi biên độ sóng P trước sau phẫu thuật 66 Bảng 3.9 Thời khoảng sóng P trước sau phẫu thuật 67 Bảng 3.10 Biên độ sóng R trước sau phẫu thuật 67 Bảng 3.11 Thời khoảng phức QRS trước sau phẫu thuật .68 Bảng 3.12 Biên độ sóng T trước sau phẫu thuật 68 Bảng 3.13 Các số hồng cầu trước sau phẫu thuật 69 Bảng 3.14 Số lượng bạch cầu trước sau phẫu thuật 71 Bảng 3.15 Số lượng tiểu cầu trước sau phẫu thuật 72 Bảng 3.16 Nồng độ AST ALT huyết tương trước sau phẫu thuật 73 Bảng 3.17 Nồng độ Ure Creatinin huyết tương trước sau phẫu thuật 74 Bảng 3.18 Hình dạng đĩa sau đặt vào đùi thỏ 77 Bảng 3.19 Sự hình thành bóng khí quanh đĩa đặt vật liệu 78 Bảng 3.20 Kết giải phẫu bệnh mô xung quanh đĩa kim loại .80 Bảng 3.21 Cân nặng thỏ trước sau đặt nẹp vít .81 Bảng 3.22 Tình trạng vết mổ toàn thỏ sau phẫu thuật 83 Bảng 3.23 Nhiệt độ hậu môn thỏ trước sau phẫu thuật .84 Bảng 3.24 Nhịp tim trước sau cấy nẹp vít vật liệu 85 Bảng 3.25 Biên độ sóng P trước sau phẫu thuật 86 Bảng 3.26 Thời khoảng sóng P trước sau phẫu thuật 86 Bảng 3.27 Biên độ sóng R trước sau phẫu thuật 87 Bảng 3.28 Thời khoảng phức QRS trước sau phẫu thuật .88 Bảng 3.29 Biên độ sóng T trước sau phẫu thuật 88 Bảng 3.30 Các số hồng cầu trước sau phẫu thuật 89 Bảng 3.31 Số lượng bạch cầu trước sau phẫu thuật 91 Bảng 3.32 Số lượng tiểu cầu trước sau phẫu thuật 91 Bảng 3.33 Nồng độ AST ALT huyết tương trước sau phẫu thuật 92 Bảng 3.34 Nồng độ Ure Creatinin huyết tương trước sau phẫu thuật 93 Bảng 3.35 Nồng độ TNF-α trước 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 đặt vào đùi thỏ 98 Bảng 3.39 Sự hình thành bóng khí quanh nẹp vít 99 Bảng 3.40 Hình ảnh xương đùi thỏ phim X-quang nhóm thỏ kết xương nẹp vít xương đùi 100 Bảng 3.41 Đặc điểm can xương hình ảnh mơ học sau kết xương 103 DANH MỤC CÁC HÌNH, BIỂU Hình 2.1 Hình ảnh thỏ chăm sóc phịng ni động vật 29 Hình 2.2 Hình ảnh vật liệu ZK60 thiết kế dạng đĩa kim loại 29 Hình 2.3 Hình ảnh vật liệu ZK60 thiết kế thành dạng vít nẹp 30 Hình 2.4 Chuẩn bị trước mổ .34 Hình 2.5.Hình ảnh đặt đĩa kim loại vào khối 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 thỏ 36 Hình 2.8 Hình ảnh quan sát vết mổ 36 Hình 2.9 Hình ảnh xác định nhiệt độ chỗ tồn thân thỏ 37 Hình 2.10 Đặt điện cực ghi điện tim thỏ 37 Hình 2.11 Hình ảnh điện tim ghi 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 tháng 39 Hình 2.14 Hình ảnh lấy mẫu 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 tiếp cận xương đùi thỏ 43 Hình 2.18 Hình ảnh cưa đứt thành xương đùi thỏ 44 Hình 2.19 Phẫu thuật đặt nẹp bắt vít lên xương đùi thỏ .44 Hình 2.20 Khâu phục hồi sát khuẩn lại vết mổ 44 Hình 2.21 Các kít ELISA sử dụng nghiên cứu .47 Hình 2.22 Các mẫu huyết tương sau xử lý 48 Hình 2.23 Phản ứng lên màu 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 khỏi thể 50 Hình 2.26 Phẫu thuật lấy thận khỏi thể 50 Hình 2.27 Phẫu tích tách xương sọ lấy tổ chức não 50Y Hình 3.1 Kết phân tích nhiễu xạ tia X mẫu trước sau phủ .55 Hình 3.2 Hình ảnh bề mặt mẫu trước sau phủ .55 Hình 3.3 Hình ảnh mặt cắt ngang mẫu phủ HA 56 Hình 3.4 Hình ảnh đĩa thử trước sau thử nhúng 56 Hình 3.5 Khối lượng đĩa trước sau thử nhúng 57 Hình 3.6 Kết định lượng ion Mg2+ giải phóng dung dịch thử nghiệm trình thử nhúng 58 Hình 3.7 Sự thay đổi pH trình thử nhúng 60 Hình Lượng khí hydro giải phóng q trình thử nhúng 61 Hình 3.9 Bề mặt mẫu thời điểm 24h, 48h, 72h nuôi cấy tế bào .62 Hình 3.10 Các vị trí đại diện đặc trưng để định lượng số lượng tế bào bề mặt mẫu (ảnh mẫu phủ HA 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 tổ chức xung quanh cấy lên 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 kết xương nẹp vít .97 Hình 3.16 Hình ảnh mơ học xương đùi thỏ sau kết xương 102 Hình 3.17 Hình ảnh mô học quan (gan, thận, não) thỏ sau phẫu thuật 180 ngày 10 Hình 4.1 Quá trình hình thành lớp HA bề mặt hợp kim Mg 105 Hình 4.2 Sản phầm ăn mịn (canxi photphat) hình thành bề mặt mẫu trình phân hủy sinh học 106 Hình 4.3 Sự phát triển tế bào bên cạnh sản phẩm ăn mòn .107 Hình 4.4 Hình ảnh tế bào bề mặt mẫu phủ không phủ sau 24 10 Biểu đồ 3.1 Nhiệt độ chỗ sau phẫu thuật kết xương 84