автореферат диссертации по химической технологии, 05.17.11, диссертация на тему:Физико-химические основы и технологии получения биосовместимых покрытий на титановых имплантатах и регулирование их биологических свойств

На правах рукописи

Петровская Татьяна Семеновна

ФИЗИКО-ХИМИЧЕСКИЕ ОСНОВЫ И ТЕХНОЛОГИИ ПОЛУЧЕНИЯ БИОСОВМЕСТИМЫХ ПОКРЫТИЙ НА ТИТАНОВЫХ ИМПЛАНТАТАХ И РЕГУЛИРОВАНИЕ ИХ БИОЛОГИЧЕСКИХ СВОЙСТВ

Специальность 05Л 7.11 - технология силикатных и тугоплавких неметаллических материалов

АВТОРЕФЕРАТ

диссертации на соискание ученой степени доктора технических наук

2 5 АПР 2013

Томск-2013

005057879

Работа выполнена на кафедре технологии силикатов и наноматериалов ФГБОУ ВПО «Национального исследовательского Томского политехнического университета»

Научный консультант Верещагин Владимир

доктор технических наук, профессор Иванович

Официальные оппоненты:

Доктор технических наук, профессор, Новосибирский государственный архитектурно-строительный университет,

профессор кафедры химии Бердов Геннадий Ильич

Доктор технических наук, профессор, Томский государственный архитектурно-строительный университет

профессор кафедры химии Саркисов Юрий Сергеевич

Доктор технических наук, профессор, Сибирский государственный университет путей сообщения,

профессор кафедры физики Плетнев Петр Михайлович

Ведущая организация: Институт металлургии и материаловедения

им. А.А.Байкова РАН

Защита состоится «28» мая 2013 г. в 14.30 часов на заседании диссертационного совета Д 212.269.08 при ФГБОУ ВПО НИ ТПУ по адресу: 634050 г. Томск, пр. Ленина, 30, корп. 2, ауд. 117

С диссертацией можно ознакомиться в научно-технической библиотеке ФГБОУ ВПО «Национального исследовательского Томского политехнического университета».

Автореферат разослан « 12 » апреля 2013 г.

Ученый секретарь

диссертационного совета, /Ильин А.П.

д. ф.-м. н., профессор

ОБЩАЯ ХАРАКТЕРИСТИКА РАБОТЫ

Актуальность работы. Современная концепция применения биоматериалов в медицине базируется на регенерационном подходе, в рамках которого акцент делается на замещение биоматериала нативной растущей костью. При этом имплантируемый материал выполняет важные функции: биомеханические -опорные, и биохимические - инициирование процессов интеграции имплантата с костью, доставка терапевтических средств и необходимых для построения костной ткани элементов в случае дефицита кальция и фосфора.

Вместе с тем, на современном уровне развития восстановительной медицины восстановление функций опорно-двигательного аппарата человека на травмированных участках, испытывающих большие и комплексные механические нагрузки, осуществляется с помощью металлических имплантатов, среди которых приоритет отдается титану и сплавам на его основе. Эффективность композиционных титановых имплантатов непосредственно связана с их биосовместимостью. Поэтому актуальной задачей является разработка биосовместимых покрытий на титановом имплантате, которые способны обеспечить создание единой функциональной биомеханической системы гшплаптат-кость.

В отличие от биоинертных покрытий на основе диоксида титана, обеспечивающих механическое сцепление имплантата и кости, покрытия, содержащие фосфаты кальция и, в частности, гидроксилапатит обеспечивают биологическую фиксацию. Вместе с тем, практика имплантации в ортопедии и травматологии требует дифференцированного подхода, учитывающего тип костной ткани и характер травмы, возрастные и иные особенности пациента, планируемую длительность лечения, цели и срок введения имплантата. Таким образом, актуальной является задача 11еленаправленного регулирования физико-химических свойств покрытия для выполнения конкретных функций.

Сочетание биохимических свойств кальциофосфатов и физико-механических свойств титана и его сплавов в одном изделии - композиционном титановом имплантате - является перспективным решением проблемы создания биосовместимых биоинженерных конструкций для ортопедии и травматологии. Необходима разработка эффективных способов формирования на металлических имплантатах кальцийфосфатного слоя, обладающего требуемыми биомеханическими и биологическими свойствами. Таким образом, актуальной задачей является создание биосовместимых композиционных титановых имплантатов с заданными функциональными свойствами, а также разработка технологий, обеспечивающих управление ими.

Работы, положенные в основу диссертации, выполнялись в рамках государственных научных и научно-технических программ: в 1999-2009 гг. Изучение физико-химических закономерностей процессов переработки органического и минерального сырья и продуктов на их основе; в 2009-2013 гг. ФЦП «Научные и научно-педагогические кадры инновационной России» (гос. контракт № 02.740.11.0855), в рамках проекта «Разработка научных основ получения наноструктурированных неорганических и органических материалов» по гос. заданию «Наука» № гос. регистрации 3.3055.2011.

Целью диссертационной работы является разработка физико-технических основ и технологических принципов получения эффективных оксидных и кальциофосфатных покрытий на титановых имплантатах и регулирование их биологических свойств.

Для достижения поставленных целей решались следующие задачи.

1. Разработка способов получения гидроксилапатита (ГА), удовлетворяющего требованиям технологий формирования биопокрытий.

2. Определение особенностей электрохимического оксидирования титана в кислотных и гетерогенных кислотных электролитах.

3. Исследование процесса плазменного напыления синтетического ГА и биологического ГА на титановую подложку.

4. Определение методов и режимов закрепления ГА на титане обжигом с использованием стеклосвязки и шликерной технологии нанесения.

5. Синтез силикофосфатных пленок золь-гель методом, изучение их физико-химических свойств и применение для усиления биосвойств оксидных покрытий.

6. Изучение биологических свойств полученных покрытий.

7. Разработка структурной модели биопокрытий и оценка эффективности способов формирования покрытий на титановых имплантатах.

Объекты исследования - синтетический и биологический гидроксилапатит, оксидные и гидроксилапатитовые покрытия на титане и титановых сплавах, золь-гель пленочные покрытия.

Предмет исследования - физико-химические процессы формирования фазового состава, структуры и свойств полученных материалов для покрытий и покрытий на титановых имплантатах.

Научная новизна работы состоит в том, что в ней установлены физико-химические закономерности получения кальциофосфатных материалов и технологические основы их нанесения на титановые имплантаты. При этом:

1. Установлено, что при термической обработке биологической кости при 1000 °С формируется кремний-магний-замещенный оксиапатит, который при охлаждении трансформируется в гидроксилапатит, сохраняет сбалансированный состав естественных микропримесей, поддерживающих стабильность структуры, фазового и химического состава, что обеспечивает лучшие характеристики биопокрытий на титановых имплантатах при любых способах нанесения (электрохимический, плазменный, шликерный).

2. Установлено, что гидроксилапатит и карбонат-замещенный гидроксилапатит могут быть синтезированы в водных растворах Са(Ы03)2 и (МН4)2НР04 при температуре 40±5 °С, значениях рН 11-12 и представляют собой дисперсный материал, содержащий до 5 % р-трикальцийфосфата и аморфную фазу. Увеличение содержания карбонат-иона приводит к изменению элементного состава продуктов синтеза: понижению массовой доли кальция и фосфора с одновременным увеличением массовых долей углерода и кислорода, что сопровождается увеличением их растворимости.

Применение в покрытиях синтетического гидроксилапатита, полученного осаждением из раствора, менее эффективно по адгезии покрытий к титану по сравнению с биологическим ГА, полученным из биологической кости.

3. Установлено, что основными критериями качества оксидных и кальцийфосфатных покрытий на титановых имплантатах являются химический состав, макро-, микро-, наноструктура и пористость покрытия, сила его адгезии к подложке, а также морфология и шероховатость поверхности покрытий, что положено в основу балльной оценки эффективности технологий их нанесения. Наличие нанопор обеспечивает циркуляцию биожидкостей. Если диаметр микропор на поверхности оксидного слоя приближен методом анодно-искрового оксидирования к размеру субъединиц, формирующих микроструктуру костного остеона (-20,6 мкм), то поверхность имплантата проявляет биоактивность. Наличие пор и полупор размером более 160 мкм в кальцийфосфатном покрытии, полученном шликерным методом, обеспечивает наилучшую биоактивность имплантата. Химический состав определяет степень биодеградации покрытия и создание условий для остеоиндукции. Наличие поверхностно-активных центров обеспечивает адгезию полярных молекул, а шероховатости и рельефа - адгезию активных клеток крови, что необходимо для запуска процессов костеобразования. Образование кремнегеля способствует осаждению гидроксилапатита и формированию новой кости, обеспечивающей биологическую фиксацию имплантата (интеграцию имплантата с биологической костью).

4. Установлено, что высокую степень биосовместимости и биоактивности имеют покрытия на титановых имплантатах, полученные шликерным методом из композиции биостекла и биологического гидроксилапатита.

В зависимости от дисперсности керамической фазы, количества стеклосвязки, технологии нанесения могут быть получены покрытия толщиной 100-300 мкм. Лучшие результаты по прочности и пористости обеспечиваются при использовании в композиции фракции гидроксилапатита 70-100 мкм. Снижение прочности сцепления покрытия с подложкой наблюдается при увеличении размеров зерен кристаллической фазы и пористости более 35-40 %.

5. Оксидированный титан является биоинертным материалом. Изменение структуры поверхностного оксидного слоя титана за счет увеличения его толщины до 44 мкм, диаметра пор более 20 мкм и включение в его состав оксидов фосфора и кальция обеспечивает приобретение имплантатами остеокондуктивных свойств в системе in vivo, которые у чистого или оксидированного титана отсутствуют, и поддержание роста мезенхимальных клеток in vitro.

Использование ультразвуковой обработки титана до нанесения покрытий электрохимическим и другими методами позволяет придать поверхности металла и покрытия на нем рельеф, способствующий усилению биоактивности, а также повысить адгезию покрытия к титану.

6. Электрохимическое оксидирование титановых имплантатов в водном растворе ортофосфорной кислоты или смеси растворов ортофосфорной и серной кислот, приводит к образованию оксидного покрытия, включающего

фосфорсодержащие соединения. С увеличением продолжительности оксидирования происходит увеличение содержания фосфора в покрытии независимо от того, использован ли электролит Н3Р04 или смесь электролитов Н3Р04 и Н2804.

Обработка титановых имплантатов в смеси кислотного электролита и дисперсного гидроксилапатита обеспечивает формирование покрытий, содержащих кальций-титанфосфатные соединения, обладающих микропористостью, что обеспечивает усиление биоактивных свойств титановых имплантатов.

7. Установлено, что при получении гидроксилапатитового покрытия на титановых имплантатах плазменным методом использование фракции биологического ГА 60-100 мкм обеспечивает формирование покрытия заданного состава, так как определяет стабильность процесса, равномерный разогрев материала и его термостабильность в условиях плазменной струи.

Образование апатитовой кристаллической структуры происходит из частично оплавленных частиц с образованием покрытия с высокой пористостью и структурной неоднородностью в зоне контакта с титаном. Покрытия, сформированные в ламинарной плазменной струе, содержат в качестве основной фазы гидроксилапатит, около 5 об.% [3-трикальцийфосфата, в небольшом количестве - кристаллогидрат фосфата кальция Са3(Р04)2Н20 и аморфную фазу. Напыление протяженным и однородным по температуре потоком позволяет получать однородные по толщине и составу покрытия из биологического гидроксилапатита.

8. Установлено, что золь-гель методом из пленкообразующих растворов на основе тетраэтоксисилана и фосфорной кислоты, с добавлением соли кальция формируются тонкие структурированные пленки в оксидных системах при содержании, мас.%, БЮг 10-85, Р205 5-40, СаО 10-50.

Критическое значение вязкости пленкообразующих растворов для получения качественных пленок составляет 4,8±0,2'Ю"Пас. Формирование оксидных систем в пленках происходит при термообработке до 600 °С, толщина пленок составляет 86-90 нм. Структура пленок формируется кремнийкислородными и фосфоркислородными атомными группами, в которых присутствуют октаэдры [СаОб].

9. Золь-гель пленки составов системы 5Ю2-Р205-Са0, нанесенные на поверхность оксидного покрытия, полученного электрохимическими методами, повышают химическую активность и адсорбционные свойства поверхности покрытий, благодаря наличию силанольных групп, поверхностно-активных центров, микро-, нанопор и многоуровневого рельефа. Эти факторы обусловливают адгезию полярных молекул биологических жидкостей к поверхности имплантата, покрытого золь-гель пленкой.

Практическая ценность

1. Разработаны составы стекол, технология получения гидроксилапатита из биологического сырья, керамических композиций на их основе и технология формирования биоактивных покрытий на титане и титановых сплавах.

Получены новые композиционные титановые имплантаты для ортопедии и травматологии.

2. Разработаны методика получения синтетического гидроксилапатита и технология формирования электрохимических покрытий на титане и его сплавах с применением синтетического и биологического гидроксилапатита. Получены новые композиционные титановые имплантаты широкого спектра применения в ортопедии и травматологии.

3. Разработаны режимы и условия формирования кальциофосфатных покрытий на титановых имплантатах с использованием метода плазменного напыления биологического гидроксилапатита. Получены новые композиционные титановые имплантаты с плазменными биоактивными покрытиями.

4. Разработаны составы и технология получения двуслойного покрытия на титановых имплантатах, состоящего из оксидного слоя и золь-гель пленки кремний-кальциофосфатного состава, обеспечивающего эффективные биоактивные свойства при высокой адгезии и малой толщине.

5. Материалы диссертации использованы при подготовке бакалавров и магистров по профилю «Химическая технология тугоплавких неметаллических и силикатных материалов» (ТПУ), магистров по направлению «Неорганическая химия» (ТГУ).

6. Разработанные технологии получения композиционных титановых имплантатов прошли апробацию в условиях ООО «Сибирский силикатный центр» (г. Томск), биологические испытания в НИИ кардиологии СО РАМН (г. Томск). Внедрены в производство в ГУП РТ ВНИПИМИ (г. Казань). Разработанные композиционные титановые имплантаты разрешены к применению ФСН в сфере здравоохранения и социального развития.

Апробация работы. Материалы диссертации доложены на «European Medical and Biological Engineering and Computing» Int. Conference (Vienna, Austria, 1999); 7 и 8 Korea-Russia International Symposiums on Science and Technology «KORUS» (Tomsk - 2003, 2004); Всероссийском совещании «Биокерамика в медицине» (Москва, 2006); Всероссийской научно-практической конференции «Новые технологии создания и применения биокерамики в восстановительной медицине» (Томск, 2007, 2010); I, II Всероссийском совещании «Биоматериалы в медицине» (Москва, 2009, 2011); Всероссийской конференции с международным участием «Полифункциональные наноматериалы и нанотехнологии» (Томск, 2008); Общероссийской научной конференции с международным участием «Инновационные медицинские технологии» (Москва, 2009, 2011); V международной научной конференции «Новые перспективные материалы и технологии их получения» (Волгоград, 2010); XIX Менделеевском съезде по общей и прикладной химии (Волгоград, 2011); III Международной научно-практической конференции «Современные керамические материалы. Свойства. Технологии. Применение» (Новосибирск, 2011); Общероссийской с международным участием научной конференции «Полифункциональные химические материалы и технологии» (Томск, 2012); Всероссийской конференции с международным участием «Современные

проблемы химической науки и образования» (Чебоксары, 2012); Второй конференции стран СНГ «Золь-гель синтез и исследование неорганических соединений, гибридных функциональных материалов и дисперсных систем» (Севастополь, 2012).

Положения, выносимые на защиту

1. Положение о формировании полизамещенного гидроксилапатита при термообработке биологической кости при 1000°С, сохранении им микроструктуры минеральной составляющей естественной костной ткани и состава микропримесей, поддерживающих стабильность структуры, фазового и химического состава при формировании покрытий различными методами.

2. Положение о влиянии физических - нано-, мезо-, микропористость, шероховатость, и химических - состав, наличие силанольных групп -характеристик поверхности покрытий на биоактивность композиционных титановых имплантатов.

3. Положение о модифицировании поверхности покрытия посредством нанесения золь-гель пленки, приводящем к повышению ее химической и адсорбционной активности благодаря наличию силанольных групп и поверхностно-активных центров, имеющим результатом усиление биологической активности поверхности имплантата с нанесенной пленкой.

4. Положение о совокупности критериев, определяющих качество покрытий на титановых имплантатах, в т. ч. их биосовместимость и биоактивность, включающей: химический состав, характеризуемый наличием и соотношением оксидов кальция и фосфора; микроструктуру, характеризуемую наличием и размером пор, характером пористости; морфологию поверхности, характеризуемую рельефом и шероховатостью; поверхностные свойства, определяемые наличием активных центров адсорбции.

Объем и структура диссертационной работы - диссертация изложена на 326 страницах машинописного текста и состоит из введения, шести глав, выводов, содержит 84 рисунка, 71 таблицу. Список цитируемой литературы включает 346 источников.

Публикации: по материалам диссертации опубликовано 38 работ, включая монографию, 15 статей в центральной и зарубежной печати, 2 патента.

СОДЕРЖАНИЕ РАБОТЫ

Во введении изложены актуальность, цель и задачи работы, научная новизна и практическая ценность полученных результатов.

В первой главе {Использование калъциофосфатиых материалов в травматологии и медицине) приведен аналитической обзор литературных данных по применению кальциофофсфатных материалов в восстановительной медицине, современных технологий формирования оксидных и кальциофосфатных покрытий на титановых имплантатах. Рассмотрены механизмы интеграции имплантатов с костной тканью.

Требования к искусственным материалам (биоматериалам) для лечения и восстановления кости исходят из структурно-химической и биомеханической

характеристики естественной костной ткани. Современная концепция применения биоматериалов в медицине базируется на регенерационном подходе, в рамках которого акцент делается на замещение биоматернала растущей нативной костью.

Для этого в биоматериале: основу химического состава должны представлять фосфаты кальция в сочетании, обеспечивающем синхронизацию скорости биодеградации и скорости роста новой кости; структурная организация должна обеспечивать механические свойства, близкие к биомеханическим свойствам кости, подлежащей восстановлению или замещению; структура поверхности и поверхностные свойства должны обеспечить активный обмен вещества материала имплантата с физиологической средой организма, направленный на формирование новой костной ткани и биоинтеграцию имплантата с живой костью.

Материалы и имплантаты для ортопедии и травматологии имеют свою специфику. Величина их прочности на сжатие и растяжение, трещиностойкость (К1с) и усталостная прочность в физиологических условиях должны быть сопоставимы со значениями этих параметров для натуральной кости, с которой имплантаты будут сопряжены в единую биомеханическую систему. Материалом, наиболее близким к натуральной кости по механическим свойствам, является титан и некоторые его сплавы. Биологически активный гидроксилапатит (ГА) и другие кальциофосфаты, депонированные на поверхности титановых имплантатов, делают их биосовместнмыми, а также позволяют повысить их способность к остеоннтеграции.

Сочетание биохимических свойств кальциофосфатов и физико-механических свойств титана (сплавов) в одном изделии - композиционном титановом имплантате - дает эффективный способ решения проблемы создания биосовместимых конструкций для ортопедии и травматологии.

Разработка имплантатов нового поколения, приемлемых технологических решений, единых подходов к использованию или адаптированию известных технологий для их производства являются актуальными задачами, направленными на решение важной социальной проблемы - повышения эффективности лечения в области ортопедии и травматологии. На основе анализа литературных данных определены цели и задачи работы.

Во второй главе (Методика получения биоматериалов, формирования биосовместимых покрытий и исследование их свойств) приведены характеристики объектов и методов исследования, представлена структурно-методологическая схема работы.

Приведено описание титана и его сплавов, методик получения биологического и синтетического ГА, варки силикофосфатных стекол, методов формирования покрытий и золь-гель пленок из пленкообразующих растворов (ПОР) на основе тетроэтоксисилана (ТЭОС) и ортофосфорной кислоты.

Физико-химические процессы в ПОР исследовали с применением комплексного термического анализа, масспектрометрии, инфракрасной спектроскопии, рентгенофазового анализа. Для изучения пленкообразующей способности растворов измеряли вязкость. Состав и микроструктура

полученных покрытий и пленок исследовались методами рентгенофазового анализа, атомно-силовой и сканирующей микроскопии, локального микрорентгеноспектрального анализа, по данным которого рассчитывался оксидный состав покрытий. Морфология поверхности покрытий исследована методами сканирующей электронной микроскопии и атомно-силовой микроскопии. Шероховатость поверхности покрытий до и после нанесения золь-гель пленок определяли с помощью трехмерного бесконтактного профилометра 3D-MICRO MEASURE 3D Station. Поверхностная пористость и размер пор покрытий оценивались по изображениям, полученным на растровом электроном микроскопе SEM 515 Philips. Адгезионные свойства поверхности образцов определяли на установке CSEM Micro Scratch Tester и методом отрыва.

Исследования биологических свойств материалов проводили in vitro с использованием моделирующей жидкости тела (SBF), а также in vivo.

В третьей главе (Получение и исследование материалов для композиционных титановых имплантатов) приведены результаты исследования по получению и исследованию компонентов биосовместимых покрытий: гидроксилапатита, биостекол и композиций гидроксилапатит-биостекло.

Для достижения поставленных в работе целей биологический гидроксилапатит (БГА) получали из костей крупного рогатого скота по схеме: биогенный костный материал—»санитарная обработка—»обжиг при температуре 1000 °С—»грубое измельчение до размера зерен 5мм. В продукте обжига кости, кроме ГА, остается свободный оксид кальция в количестве 2,3±0,2 %, который удаляли обработкой 1N раствором HCl. Очищенный продукт обжига измельчали и разделяли на фракции.

Рис. 1. Рентгенограмма продукта обжига натуральной кости - БГА.

Полученный материал имеет истинную плотность 2,79 г/см3, по данным РФА представлен ГА (рис.1) и сохраняет структуру биогенного ГА, естественные примеси и микроэлементы, что показывает различие в значениях объема его элементарной ячейки и эталонного ГА. Частицы БГА имеют колотую форму и губчатое строение.

Получение синтетического гидроксилапатита (СГА) проводили путем осаждения из водных растворов по реакциям:

1 ОСаС12+6(ЫН4)2НР04+8МН4ОН^СаИ)(Р04)6(ОН)2+20ЫН4С1+6Н20 (1)

10Са(Шз)2+6(КН4)2НР04+8ЫН4ОН^Са1о(Р04)6(ОН)2+20ЫН4>Юз+6Н2С> (2) ЮСа(М0з)2+6КН2Р04+14Ыа0Н—>Са|0(РО4)6(ОН)2+бКЫО3+14ЫаЫО1+12Н2О (3) 10СаО+6(ЫН4)2НРО4+4Н2О-*Са10(РО4)6(ОН)2+14NH4OH (4)

10Са(ОН)2+6Н3РО4—>Са 10(РО4)6(ОН)2+18Н20 (5)

ГА и карбонат-замещенный ГА получены в водных растворах Са(Н03)2 и (ЫН4)2НР04 с концентрацией соответственно 1М и 0,6М, при рН 11-12, температуре 40±5 °С, перемешивании и старении осадка в течение 48 час (табл.1,2).

Таблица 1 - Фазовый состав продуктов синтеза 1-4 по результатам РФА

Характеристика продуктов синтеза Фазы продуктов синтеза 1-4(мас. %)

Са5(Р04)з(0Н) Р-Саз(Р04)2 Са,„(Р04)6(0Н)2 Саш(Р04)4(0Н)*

Время старения осадка 17 часов (1) - 52,6 47,4 -

Время старения осадка 48 часов (2) - 4,7 95,3 -

х**=0,75 (3) 87,8 - - 12,2

х**=1 (4) 83,0 - - 17,0

БГА - - 100,0 -

*Фаза нестехиометрического состава. **х - мольное содержание СОз"1-иона СГА - бифазный материал, содержит 95,3% гидроксилапатита, 4,7% трикальцийфосфат, с удельной поверхностью 69,7 м2/кг, средним размером частиц 145 мкм.

Таблица 2 - Параметры решетки кристаллических фаз продуктов синтеза

Фаза Характеристика продуктов синтеза 2, 3, 4

Время старения осадка 48 час. (2) х*=0,75 (3) х*=1 (4)

Са5(Р04)3(0Н) £7=^=94,218 нм с=68,813 нм (тетрагон.) £/=¿=94,155 нм £■=68,906 нм (тетрагон.) а=Ь=94,176 нм с=68,802 нм (тетрагон.)

(3-Са3(Р04)2 а=Ь= 104,352 нм с=374,029 нм (тетрагон.) а=Ь= 104,401 нм с=373,158 нм (тетрагон.) -

Са,„(Р04)6(ОН)2 - а=94,905 нм ¿=187,480 нм с=69,083 нм (монокл.) £7=95,142 нм ¿>=188,168 нм с=68,325 нм (монокл.)

*х - мольное содержание СО}"1 иона

Вхождение в структуру гидроксилапатита карбонат-ионов при химическом синтезе приводит к увеличению его растворимости при 20 °С тем больше, чем выше содержание С032"-иона (от 0,75 до 1). С увеличением кислотности среды растворимость полученных образцов увеличивается и приближается к растворимости биологического ГА.

Рис. 2. Зависимость показателя произведения растворимости рПР от рН среды для продуктов синтеза:

а)1;

б)2;

в) х*=0,75 (3);

г) х*=1 (4);

д) биологический ГА.

х - мольное содержание СО32" иона.

Карбонат-модифицированный ГА по фазовому составу наиболее близок к БГА и включает кристаллическую и аморфную фазы, что подтверждено результатами рентгеноструктурного и рентгенофазового анализа.

Потенциал остеоинтеграции и биоактивность в форме остеоиндукции существенно повышаются при введении в состав гидроксилапатитового покрытия биостекла, содержащего кремний, кальций и натрий, которое является важным фактором роста при образовании костной ткани. Его преимущество - большая скорость поверхностной реакции, что приводит к ускоренному срастанию с костной тканью. При этом важная роль принадлежит кремнезему.

Силикофосфатные стекла (табл. 3) синтезированы при температурах до 1200 °С, обладают достаточной смачивающей способностью титана, имеют высокую растворимость в дистиллированной воде и сравнительно меньшую - в физиологическом растворе.

Таблица 3 - Химический состав и свойства стекол_

Номер стекла Содержание оксидов по синтезу, мол.% КЛТР10"', град"1, ± 5'10'7 Химическая стойкость, гидролит. класс Дилатометр, температура размягч., Т °Г

N320 БЮ2 Р2О5 СаО

С-1 20 20 60 - 120 5 405

С-2 20 25 50 5 116 5 390

С-3 20 20 55 5 113 5 395

С-4 10 30 60 - 85 5 430

С-5 20 30 50 - 117 5 410

Динамика растворения определяется химическим составом и структурой стекол, отличающейся содержанием силикатной и фосфатной составляющих, и природой реагента. Растворение стекол обусловлено выходом ионов Са2+, Р04 " в раствор, при этом изменяется рН от 5,8 до 2,5 и от 7,6 до 3,5 соответственно для дистиллированной воды и физиологического раствора, для которого характерна умеренная динамика растворения стекол (рис. 3).

Показана целесообразность введения стекла для управления свойствами керамических материалов на основе БГА. Это позволяет регулировать требуемые сочетания свойств, закономерности изменения которых объективно

не синхронны (не симбатны), а именно: прочность-пористость, пористость-прочность сцепления в композите, др._

Время растворения, чк

а

г— 3000-1

"и 2250

У

1500-

к

S 7Я0-

а

м

а.

н 400-

ш а 200-

X

« 130

100

so

е-

РО;

--—

Ca"

Время ра^шоре^&я,

б

Рис. 3. Концентрация ионов в зависимости от времени растворения стекла С-3: а- в дистиллированной воде, б -в физиологическом растворе. Термообработка при 750 °С композиций, содержащих, мас.%: 20-25 стекла, 75-70 БГА, 5 % волластонита, приводит к получению керамических материалов, имеющих KJITP (115-120)i0"7 град."' и пористость 35,3-42,2 %, щелочную реакцию при растворении в дистиллированной воде (табл. 4, рис. 5). Таблица 4 - Составы исследованных композиций с использованием стекла С-3

Компоненты Состав композиций, мас.%

сз-ю-г СЗ-15-ВГ СЗ-20-ВГ СЗ-25-ВГ

Биологический Гидроксилапатит, БГА 90 80 75 70

Стекло С-3 (СЗ ) 10 15 20 25

Волластонит (В) - 5 5 5

ß-Ca2P207, ß-трикальцийфосфат. Материалы нескольких микрометров до 150 мкм.

имеют поры размером

;фат от

|2 20

Eis

.10

500 550 600 650 700 750 800 850 Температура, °С

500 550 600 650 700 750 800 850 Температура, °С

Рис. 4. Зависимость предела прочности при сжатии и пористости композиции

СЗ-ВГ-150 от температуры обжига и концентрации связующего: а - предел прочности при сжатии, б - пористость. Концентрация жидкого стекла 20 % - 1,

15 % - 2.

^40 £

§35

н

о

а 30

о С

25

20

500 550 600 650 700 750 800 850 Температура, °С

Рис. 5. Зависимость пористости композиции СЗ-ВГ-100 от температуры обжига и содержания стекла, мас.%: 1 - 10, 2 - 20, 3-25.

В четвертой главе (Технологические основы получения композиционных биоимплантатов) определены технологические режимы и условия формирования биосовместимых покрытий на титановых имплантатах электрохимическим, керамическим и плазменным способами.

Требования к материалам, предназначенным для имплантации в живой организм, выражены в трех интегрированных характеристиках: биосовместимость, функциональность, надежность. Интегральные свойства определяются свойствами материала основы и покрытия, технологией получения композиционного имплантата. Процесс нанесения покрытия должен обеспечить прочность его сцепления с титаном, достижение и управляемость функциональных свойств, воспроизводимость результатов, технологичность, приемлемые экономические характеристики.

До нанесения покрытий металлические образцы подвергались обработке: обезжириванию, химическому травлению, промывке и сушке.

Биосовместимость покрытий повышается при оксидировании титана в насыщенных растворах СГА и БГА в растворах фосфорной кислоты, а также в смеси кислотного раствора и дисперсного ГА, за счет наличия в составе покрытий Р205 в количестве от 30 до более чем 50 %, и СаО в количестве от 5 до 13 %, что определяется продолжительностью процесса.

Таблица 4 - Характеристика оксидных покрытий на ВТ 1-00, ВТ 5-1, полученных в кислотных электролитах. Анодно-искровой режим.

Подложка Электролит, раствор 10% Содержание оксидов в покрытии, мае. % Средняя толщина покрытий, мкм Средний размер пор, мкм

ТЮ2 р2о5 А12Оз

ВТ 1-00 без обработки - 98,5 - - 0,005+ 0,001 -

ВТ 5-1 н1ро4 76,6+2,3 23,2+2,8 0,2 5 + 7 0,5+2

ВТ 5-1 ььро4 78,3+2,7 21,3+2,7 0,2+0,05 0,5±0,1

ВТ 5-1 (СООН)2 99,2 - 0,8+0,05 1x3

Покрытия, полученные электрохимическим способом в анодно-искровом и микродуговом режимах в растворах щавелевой и фосфорной кислот, в смеси растворов серной и фосфорной кислот, содержат диоксид титана в количестве

более 90 %. При обработке от 4 до 20 мин. толщина покрытий составляет от 5 до 25 мкм, пористость ~30 %, размер пор от 0,5 до 6 мкм.

Таблица 5 - Характеристика оксидных покрытий на ВТ 1-00 и ВТ 5-1, полученных в кислотных электролитах (растворы двух кислот)

Подложка Электролит Содержание оксидов в покрытии, мае. % Средняя толщина, мкм Средний размер пор. мкм

ТЮ2 Р2О5 АЬОз 8п02

ВТ 1-00* Н2504 + н3ро4 67,9+1,5 32,1+4,0 - - 5 + 7 0,12- -0,5 -3

ВТ 5-1* 79,1+2,5 19,3+3,0 1,0+0,3 0,6+0,2 0,12- -0,5 -3

ВТ 5-1** 86,3+2,7 11,9+3,0 1,1+0,3 0,7+0,2 0,12- -0,5 -3

ВТ 5-1** 78,3+2,5 20,7+3,5 0,9+0,3 0,1+0,2 6x2

* - Анодно-искровой режим. ** - Микродуговой режим

Прочность сцепления оксидных покрытий с подложкой составляет не менее 8-9 МПа при использовании в составе электролита СГА и 10-12 МПа при использовании БГА. При использовании БГА в составе покрытия присутствуют микропримеси, присущие гидроксилапатиту биологического происхождения -оксиды магния, кремния.

В результате термообработки до 800 °С рентгеноаморфных покрытий, полученных в кислотных электролитах, образуются кристаллические фазы рутила, в небольшом количестве анатаза и фосфатов титана. В покрытиях, полученных в электролитах с использованием ГА, присутствуют рутил, в небольшом количестве анатаз. Основными фазами являются фосфаты титана, кальцийтитанофосфаты и кальцийтитанаты, что обусловлено вхождением в состав покрытия ионов кальция и фосфора из раствора электролита.

Таблица 6 - Характеристика покрытий на ВТ 1-00, ВТ 5-1. Кислотный электролит с

добавлением гидроксилапатита

Подложка Содержание оксидов в покрытии, масс. % Отношение Са0:Р205 (Са/Р) Средняя толщина покрытий, мкм Средни й размер пор, мкм

ТІ02 р2о5 СаО а12оз

вт5-1 * 58,2+2,0 36,5+1,5 5,3+1,0 - 0,13 (0,24) 10+ 12 0,5-1,0

вт5-1** 35,1 + 1,5 51,1 + 1,5 13,3+1,0 0,5+0,1 0,26 (0,43) 20 + 25 0,5+2,0

* - насыщенный раствор БГА в 10 % Н3РО4

** - насыщенный раствор БГА в 10 % Н3РО4 + дисперсный БГА

При нагревании до 700 °С покрытия сохраняют целостность, не отслаиваются от поверхности подложки. Сопротивление растрескиванию при изгибной деформации оказывается более высоким для покрытий, полученных в микродуговом режиме. Для покрытий, полученных в анодно-искровом режиме, критическая величина деформации составляет 0,5 %, а в микродуговом режиме

- 1 %. Это обусловлено более аморфизированным состоянием последних, что обеспечивает их способность к пластической деформации в большей степени. __Таблица 7 - Характеристика покрытий__

№ Поперечный Прочность

п Способ нанесения Оксидный Толщина, размер сцепления с

п покрытия состав мкм углублений, подложкой,

мкм МПа

1 Электрохимический ТІ02 10-12 2-10 8-9

(10 % Н,Р04)

2 Электрохимический тю2, р2о5, 20-25 70-75 8-9

(10 % Н,Р04 + СГА) СаО

Электрохимический 10- 12

(Ю%Н,Р04 + БГА)

Разработаны режимы анодно-искрового оксидирования (АИО) в растворе 10% H2S04+10% Н3РО4, при которых сформированы покрытия толщиной до 25,7+0,5 мкм по титану ВТ 1-00 и толщиной до 44,1+0,9 мкм по сплаву ВТ 5-1. Состав покрытий представлен оксидами ТЮ2 (69-79 %) и Р205 (19-25 %). Средний размер микропор в покрытии по титану ВТ 1-00 составляет 14,3+0,1 мкм, нанопор от 10 до 25 нм, в покрытии по сплаву ВТ 5-1 соответственно 20,6+0,2 мкм и от 10 до 30 нм.

Биосвойства оксидированных имплантатов исследовали in vitro и in vivo после имплантации мышам линии Balb/c в течение 1,5 месяцев. На рис. 6 и 7, в табл. 8 приведены результаты определения in vivo цитотоксичности и остеокондуктивности, которая иллюстрируется значением площади эктопического костеобразования, а также число мезенхимальных колоний, выросших из клеток костного мозга мышей линии Balb/c в системе in vitro на поверхности оксидированных имплантатов.

Таблица 8 - Свойства оксидированных титановых имплантатов. Цитотоксичность, остеокондуктивность in vivo и число мезенхимальных колоний in vitro (Pt<0,05).

Титан

Электролит

Толщина покрытия мкм

Размер пор, мкм

Цитотоксичность,

97,5+2,5

Остеокондуктивность,

2

мкм 3,9+0,5

Количество мезенхимальных колоний, х 106 4,5+2,6

ВТ 1-00

10% H2SO4 + H3POj

25,7+0,5

14,3+0,1

ВТ 5-1

20,3+0,7

16,3+2,7

12 12 Рис. 6. Рис.7.

Рис. 6. Поверхность оксидированного титана после нанесения костного мозга и 1,5 мес. имплантации in vivo: размер пор 1-14,3+0,1 мкм; 2-20,6+0,2 мкм.

10% H2SO4

+ н,ро4

44,1+0,9

20,6+0,2

98,4+2,1

Рис. 7. Микрофотографии клеток костного мозга в системах in vitro, in vivo на оксидированных титановых имплантатах марки ВТ 5-1: 1 - фрагмент мезенхи-мальной колонии на 14-е сутки in vitro, окраска азур-П эозин, увеличение 400х;

2 - гистологический срез незрелой остеоидной ткани, выросшей из костног о мозга через 1,5 месяца после имплантации in vivo, окраска по Ван-Гизону, 900х.

Материалы являются биосовместимыми. В условиях питательной среды in vitro на оксидированной поверхности ВТ 5-1 с развитой пористостью при нанесении костного мозга наблюдается активный рост клеточных колоний (рис. 7-1). В условиях in vivo наблюдается продвижение по поверхности и рост незрелой, грубоволокнистой костной ткани (рис.6-2, 7-2).

Если размер микропор в оксидном слое составляет не более 14-15 мкм, то имплантаты являются биоинертными и не поддерживают рост костных (in vivo) и стволовых мезенхимальных клеток in vitro. Если диаметр микропор на поверхности оксидного слоя приближается к размеру субъединиц, формирующих микроструктуру костного остеона (-20,6 мкм), то такие имплантаты являются биоактивными. В культуре ткани in vitro на их поверхности наблюдается активный рост клеточных колоний. Такие материалы приобретают остеокондуктивные свойства in vivo, что характерно для кальциофосфатных имплантатов и биостекол. При этом на их поверхности наблюдается продвижение и рост костной ткани.

Наряду с микро-, макроструктурой и морфологией, на качество и надежность титановых имплантатов большое влияние оказывает прочность адгезии покрытия к металлу. В связи с этим, актуальной задачей является обеспечение поверхностной прочности титана, определяющей долговременную стойкость покрытий и биомеханических конструкций в условиях службы.

С целью изучения влияния ультразвуковой обработки (УЗО) на структуру и физико-механические свойства титана марки ВТ 1-00, титановые образцы отжигались при температуре 650 °С в вакуумной печи для снятия внутренних напряжений и удаления естественной оксидной пленки.

Установлено, что применение УЗО поверхности титановой подложки приводит к модифицированию поверхностного слоя материала, формируя его градиентное строение с мелкокристаллической структурой, и к повышению микротвердости поверхности и на глубину до 350 мкм (рис.8, 9).

Адгезия оксидных покрытий, сформированных на поверхности титана в различных электролитах после УЗО, превышает адгезию покрытий, сформированных на поверхности без УЗО в 1,6-3 раза в зависимости от вида электролита. Среднее значение микротвердости оксидного покрытия, нанесенного на необработанную ультразвуком поверхность, составляет 1539+15 МПа, на обработанную - 2495+25 МПа (увеличение в 1,6 раза).

Глубина, [vi кIV!

Рис. 9. Распределение микротвердости по глубине образцов титана марки ВТ 1-00: 1 -исходное состояние, 2 - исходное состояние после отжига; 3 - после УЗО и предварительного отжига

Таким образом, изменение состава электролита, режима и продолжительности процесса электрохимического оксидирования титана и его сплавов позволяет управлять характеристиками покрытия - составом, толщиной, пористостью, биологическими свойствами. Сравнительно плотные покрытия с поверхностными микропорами размером до 14,3+0,1 мкм являются биоинертными. При наличии развитой системы нанопор и микропор размером выше 20,6+0,2 мкм поверхность имплантата приобретает биоактивность в форме остеокондукции. При этом усиливается рост клеточных колоний in vitro и костной ткани in vivo. УЗО титана до оксидирования приводит к повышению механических свойств покрытия, функциональности и надежности композиционного имплантата.

Биосовместимые покрытия на титане и его сплавах на основе гидроксилапатита получены керамическим (шликерным) способом. Шликер наносился на поверхность титановых образцов: после химического травления в щелочном (5М NaOH), кислотном (HF:HN03:H20=1:2:2,5) растворах и на оксидированную в 10 % растворе фосфорной кислоты. Поверхность образца сравнения подвергалась чистке и обезжириванию. Шликер готовился из композиций состава: стекло С-3 10-25 % (фракция 20-45 мкм), БГА 70-85 % (фракция 70-100 мкм), волластонит-5 % (фракция 80-100 мкм), термообработка

велась по заданному режиму. В табл. 9 приведены значения прочности сцепления покрытий с подложкой из титана ВТ 1-00, на рис.10 - изображение

поверхности покрытий.

Таблица 9 - Прочность сцепления и толщина покрытий на титане ВТ 1 -00

№ пп Вид подготовки поверхности титана Толщина покрытия, мкм ±17 мкм Прочность сцепления с подложкой, МПа

1 Без специальной подготовки 100 4,2±0,5

200 з,з±о,з

300 2,8±0,3

400 2,6±0,3

2 Травление в 5М 1МаОН; нанесение шликерного покрытия 100 6,3±0,2

200 5,8±0,3

300 5,6±0,4

3 Травление в растворе НР:Н1чЮ3:Н20= 1:2:2,5; нанесение шликерного покрытия 100 7,4±0,2

200 6,4±0,3

300 5,8±0,4

4 Электрохимическое оксидирование (10-12 мкм); нанесение шликерного покрытия 100-150 12,2±0,2

200 10,9±0,3

300 6,9±0,4

Прочность сцепления покрытий с титаном зависит от способа обработки его поверхности и при толщине 150-200 мкм достигает наиболее высоких значений. Предварительное оксидирование в 10 % растворе Н3Р04 с получением оксидного слоя в 10 мкм позволяет повысить прочность сцепления шликерного покрытия с титаном до 12,2±0,2 МПа при толщине 100-150 мкм._

Рис. 10 Поверхность шликерного покрытия толщиной 150 мкм. Увеличение:

а - х 230, б - х 1000, в - х 2000, г - х 5000.

Покрытия обладают общей пористостью от 25,5 до 42,2 %, развитым рельефом поверхности, образуемым системой пространственно взаимосвязанных округлых и канальных микропор размером соответственно 110 мкм и до 20 мкм, нанопор, а также шероховатостью, оцениваемой значениями параметров Ra= 1,86 мкм и Rz = 12 мкм.

Интегральный рельеф поверхности покрытий образуется областями возвышений и углублений, с поперечным размером от 80 до 200 мкм. Характер

поверхности шликерного покрытия существенно отличается от полученного электрохимическим методом.

Биосовместимые покрытия на титане и его сплавах получены методом плазменного напыления дисперсного гидроксилапатита синтетического и биологического происхождения в турбулентном и ламинарном режимах. Преимущества плазменного метода состоят в относительной простоте регулирования параметров; высокой технической и экологической культуре; возможности напыления в различных средах; возможности интеграции процессов плазменной очистки, активации поверхности, напыления и закрепления покрытия в одном технологическом объеме установки без промежуточной транспортировки и хранения. Химический и фазовый состав исходного материала в значительной мере определяют состав, структуру, функциональные свойства покрытий.

Для нанесения покрытий на титан ВТ 1-00 использованы плазмотроны, работающие в турбулентном и ламинарном режимах с применением протяженных высокоэнтальпийных потоков, исключающих подмешивание холодного газа в плазменную струю. Они обеспечивают однородность прогрева, высокий коэффициент использования порошка (КИП) — до 0,75. На основе измерений КИП БГА определены параметры напыления для обоих режимов (табл.10) и условия нанесений покрытий (табл.11).

Структура полученных плазменных покрытий толщиной от 100 - 250 мкм преимущественно кристаллическая, с возрастанием степени кристалличности при увеличении толщины, наличием наноструктурных включений и аморфной фазы в прилежащей к подложке зоне.

Таблица 10 - Параметры напыления порошка гидроксилапатита

Тип плазмотрона Плазмообра зующий газ Режимы работы плазмотронов Расход порошка, кг/час Дистанция напыления, мм

Ток, А Напряжение, В

Турбулентный Аг 500 30 2,0 70

Ламинарный Аг 250 225 2,2 100

Таблица 11 - Условия нанесения гидроксилапатитового покрытия

Материал порошка и подложки Дисперсност ь порошка, Ор, мкм Дистанция напыления, Ь, м Скорость частиц порошка, Ур, м/с Температура частиц порошка, т„,к Толщина покрытия , мкм

БГА Титан ВТ 1-00 70-100 0,07 100-140 < 1900 100-250

Фазовый состав зависит от толщины покрытия, режима напыления и включает основные фазы: ГА, В-трикальцийфосфат, в небольших количествах гидрофосфаты, дикальцийфосфат, аморфную фазу при напылении в ламинарной струе. Условия формирования предопределяют наличие дефектности кристаллической структуры покрытия. Величина адгезии покрытия, полученного из СГА составляет 16±3 МПа, а из БГА 38±5 МПа.

Таблица 12 - Фазовый состав плазменных покрытий из БГА

Режим нанесения покрытия Средние размеры кристаллической фазы в покрытии, нм Содержание кристаллической фазы, об.%

Са|0(РО4)б(ОН)2 Са3(Р04)2 Са3 (Р04)2Н20 Са6(Р04,С03)2(0Н)2

Турбулентный режим 93 около 60 31-212 около 40 - 100 незначит, кол-во

Ламинарный режим 22-26 основная фаза 15-20 около 5 130-145 незначит, кол-во -

Установлено, что электрохимические, керамические и плазменные покрытия имеют структурно-химические особенности, что обусловливает разную степень их биоинертности и биоактивности. Применение БГА, полученного из животной кости, обеспечивает более высокую прочность сцепления покрытия с титановой подложкой по сравнению с синтетическим, полученным осаждением из раствора.

В пятой главе (Синтез и физико-химические свойства панопродуктов системы СаО-БЮ^РгО;) представлены результаты изучения физико-химических процессов в растворах на основе систем БЮг—Р2О5 и 8Ю2 -Р2О5-СаО; закономерностей формирования пленок, их структуры и свойств. Определены критерии пленкообразования, условия формирования золь-гель пленок и двуслойных покрытий на титановых имплантатах.

Усиление биоактивных свойств оксидных электрохимических покрытий может быть достигнуто модификацией их поверхности. В качестве аналогов рассмотрены биоактивные силикатные стекла, полученные золь-гель методом, которые в физиологической среде образуют на своей поверхности гелевый слой, способствующий образованию апатита.

Образование пленки из раствора тетроэтокисилана (ТЭОС) в водно-спиртовой смеси происходит после созревания раствора в течение 2-х суток. Вязкость раствора ТЭОС меняется в результате гидролиза и поликонденсации согласно реакциям:

8КОС2Н,)4 + Н20 -> 81(ОС2Н5)-,ОН + С2Н5ОН (6)

25КОС2Н5)3ОН-> (Н5С20)381 -О- 8КОС2Н5)3 + Н20, (7)

При введении в систему Н3РО4 стабилизация реологических свойств ПОР происходит в течение одних суток, что объясняется ускорением процессов гидролиза и поликонденсации вследствие повышения кислотности среды. Взаимодействие силанолов с кислородными кислотами протекает через шестичленные циклические активные комплексы: н I

ж

ЧН ОН

II \

^о о ОН

^ р

/ \ НО он

с2н5о он слоч °н

51 + С2Н50- 51- О- 51- ОС2Н5 -».

с2що \ ОН / ¿ он р с2н5о ч У

но но" ^о

с2н5ох °н С2Н,0— 51- о- 51— ОС,Н,

/ Ч

с2н5о о о он

4 о/ ^ /

->• ^ Р +с2н5он

с2н5о 4 о он но' 4 о чр

но 4 О (9)

В присутствии Н3Р04 анионы Н2Р04" встраиваются в каркас образующегося цикла:

I I

. О—51-О-81-ОН

I |

/ 4 О он о он N / \ /

/Р Р о/чон НО/<5чо

0—51-О-51

I 1\

.81 I I О + Н20

°У\

о он но о (10)

ИК спектры подтверждают, что при выдержке пленки при температуре 600°С происходит завершение реакций гидролиза, поликонденсации и циклизации силоксанов с выделением этанола и уксусной кислоты.

Введение фосфорной кислоты в исходный раствор приводит к уменьшению эндотермических эффектов и смещению их в более высокотемпературную область (рис.11). Процессы в тонком слое протекают при более низких температурах. Энергия активации стадий в тонкопленочном состоянии ниже, чем в дисперсном. Изменяется и лимитирующая стадия образования оксидов.

В диапазоне составов 0-30 мае. % Р205 в системе 8Ю2-Р205 с использованием в качестве исходных реагентов ТЭОС и Н3РО4 образуются коллоидные пленкообразующие растворы. Это обусловлено последовательностью протекающих в растворах физико-химических процессов растворения, конденсации и коагуляции, обусловливающих переход истинного раствора в состояние «золь». При этом возрастает вязкость, что позволяет формировать пленки разной толщины (табл.13).

Таблица 13 - Толщина и показатель преломления пленок

Содержание Р205, мае.. % Характеристика пленок при разном времени созревания ПОР

Толщина ((1), нм Показатель преломления (п) Сила адгезии, МПа

4 дня 21 день 4 дня 21 день 4 дня

0 - 204 - 1,451 9,8

5 162 187 1,481 1,462 9,6

10 122 184 1,485 1,468 9,5

15 134 197 1,497 1,468 9,2

20 141 214 1,495 1,468 8,8

25 84 248 1,487 1,453 8,6

30 73 - 1,469 - 8,1

В целях изучения физико-химических процессов и пленкообразования в системе 5Ю2-Р205-СаО исследован диапазон составов, приведенный в табл. 14. В серии 1 соотношение Са/Р=1/6 подобно естественному ГА.

Таблица 14 - Химический состав оксидных систем пленок

№ серии № состава Содержание оксидов, масс. %

8Ю2 р2о5 СаО

1 11 85 5 10

12 74 10 16

13 68 12 20

14(43) 52 18 30

15 35 25 40

16 20 30 50

2 21 85 5 10

22 80 10 10

23 70 20 10

24 60 30 10

25 50 40 10

3 31 75 5 20

32 68 12 20

33 60 20 20

34 50 30 20

35 40 40 20

4 41 65 5 30

42 60 10 30

43 52 18 30

44 40 30 30

45 30 40 30

5 51 55 5 40

52 50 10 40

53 40 20 40

54 30 30 40

55 20 40 40

6 61 45 5 50

62 40 10 50

63 30 20 50

64 20 30 50

65 10 40 50

Уже на начальном этапе хранения растворов (1 сут.) рост содержания Н3РО4 активизирует процессы гидролиза и поликонденсации, что приводит к более быстрому нарастанию вязкости в трехкомпонентных системах по сравнению с двухкомпонентными. Тенденция роста вязкости поддерживается дальнейшим развитием процессов в ПОР. Введение и рост концентрации соли кальция также сопровождается возрастанием вязкости.

№ рН0 рН, рН, рН,

состава 2 сутки 7 сутки 15 сутки

11 7,71 7,50 5,42 3,50

12 7,67 7,47 5,39 3,48

13 7,61 7,45 5,31 3,48

14 7,56 7,41 5,26 3,45

15 7,49 7,39 5,20 3,39

16 7,42 7,31 5,16 3,30

Примечание: рНо - измерение в первые 15 мин. после приготовления раствора.

Согласно данным электрофоретических исследований (табл. 16), на начальном этапе созревания раствора коллоидная частица имеет положительный заряд, с течением времени в растворе происходит перезарядка, и коллоидная частица приобретает отрицательный заряд. Наличие и увеличение содержания Н3РО4 приводит к ускорению процессов гидролиза и конденсации за счет увеличения кислотности среды.

Срок созревания ПОР, сут Знак коллоидной частицы

2 +

7 -

В результате развития процесса конденсации изменяется состав дисперсионной среды (уменьшение рН), что оказывает влияние на структуру внешнего слоя

частиц кремнекислоти и приводит к увеличению вязкости при времени хранения раствора до 9 суток. Продолжающаяся конденсация приводит к уплотнению частиц при сохранении снаружи молекулярных образований силанольных групп Бі-ОН. На вторые сутки созревания ПОР значения рН растворов находятся в диапазоне 7,3 - 7,5 (слабощелочная область), а коллоидная частица имеет положительный заряд. На седьмые сутки созревания ПОР рН изменяется в пределах 5,4 - 5,2. В кислых растворах рост частиц замедляется, и начинается образование цепочек, а затем и сеток геля, на поверхности кремнезема формируются молекулярно-сольватные слои благодаря образованию водородных связей между молекулами воды и поверхностными силанольными группами.

Катион Са2+ способствует ускорению поликонденсации, в результате устойчивость коллоидной системы снижается, ускоряется процесс перехода золя в гель. Цепочки =5і-0-Р0(0Н)2 сшиваются катионами кальция, что способствует образованию трехмерной структуры и ее стабилизации: °н ОН ОН

2 5я-0-Р- ОН _0_[_0_са_ о-Р_0

Таким образом, в ПОР исследованных составов формируется устойчивая коллоидная система, обладающая пленкообразующими свойствами. В составах серии 1 золь-гель пленки формируются при следующих условиях: рН 7-5, срок созревания около 7 суток, вязкость растворов 3,8-4,6 103 Па с.

На рис.12 приведены данные термического анализа для составов серии 1. При уменьшении содержания ТЭОС в растворе на кривых ДТА происходит разделение и смещение пиков эндоэффектов, сопровождающих удаление физически связанной воды (рис. 12, кривые 2-6), в область более высоких температур (первая стадия). Чем меньше содержание оксида кремния в материале, тем при более высокой температуре происходит формирование кристаллических модификаций Si02. Кинетические параметры процессов рассчитаны методом Метцера-Горовица. Относительно низкие значения энергии активации (от 33 до 56 кДж/моль) и потери массы указывают на удаление физически адсорбированной воды и растворителя. Энергия активации последующих стадий от 150 до 245 кДж/моль характерна для химических процессов. На протяжении процесса формирования оксидных систем непрерывно уменьшается масса. По данным масспектрометрии удаляются вода,

НС1, со2.

При наибольшем содержании оксида кремния, формируются, в основном, фосфаты, а при увеличении содержания кальция и фосфора увеличивается количество силикатов (рис.13 А). У образцов, отожженных при 600°С (рис.13 Б), по мере уменьшения содержания оксида кремния и увеличения содержания оксидов фосфора и кальция снижается интенсивность максимального силикатного пика, при этом общее количество пиков увеличивается, в том числе силикатных.

Обозначения 1 ...6 соответствуют составам 11... 16. В дисперсном образце после сушки фиксируются фазы СаС1Н2Р04-Н20, Са(Н2Р04)2Н20, СаНР04-2Н20, Са25Ю4Н20, аморфный БЮг, пирофосфат кремния 51Рг07.

Рис. 13. Рентгенограммы дисперсий составов серии 1. Кривые а....е соответствуют составам 11... 16.

При температуре обработки 600 °С в образце обнаруживаются фазы: р -Са2Р207; (3-Са(Р03)2; Са5(Р04)3С1-хлорапатит; 8іР207; $Ю2.

Таблица 17 - Кристаллические фазы состава 14 в зависимости от температуры

Температурный интервал,°С Кристаллические фазы

0-60 СаС1Н2Р04Н20; Са(Н2Р04)2Н20; СаНР04-2 Н20; Са25Ю4Н20; 8Ю2-аморфный; 8іР207-пирофосфат кремния.

60-170 СаС1Н2Р04Н20; Са5С1608-4 Н20; Са(Н2Р04)2Н20; СаНР04-монетит; Са28Ю4Н20; 5Ю2-тридимитопод.; 5Ю2

170-230 СаС1Н2Р04 Н20; Са2Р207-4Н20; Са(Н2Р04)2; СаНР04; СаН2Р207; ЯЮ2- тридимитоподоб.; 8Ю2; 5іР207.

230 - 270 Са2Р207'4Н20;СаНР04; 8і02-тридимитоподоб., кварцепод.; ЯіР207.

270 - 400 Са2Р207-4Н20; СаНР04; Са5(Р04)28і04; 5і02-тридимитоподоб., кварцеподобный; Я і Р2О7.

400 - 440 БіОг-тридимитоподоб., кварцеподобный; у - Са2Р207; Са 5(Р04)зС1 ; Са25і04 0,5Н20; СаЯіО, волластонит. Са5(Р04)25Ю4,

440 - 660 Р - Са2Р207; р - Са(Р03)2; Са5(Р04)3С1-хлорапатит; 5іР207; 5Ю2-

тридимитоподобный, кварцеподобный;

660 - 900 ß- Са2Р2С>7; Са5(Р04)3С1 - хлорапатит; CaSiOj - волластонит; Si02 - кварц.

900 - 960 а-Са2Р207; у-Са(Р03)2; Са3(Р04)2-витлокит; Са5(Р04)3С1-хлорапатит; 5Ю2-кристаллический.

960- 1000 а-Са2Р207; Са5(Р<Э4)3С1-хлорапатит; Са3(Р04)2; CaSi03-волластонит; SiCh-кристаллический.

1000- 1300 Са3(Р04)2-витлокит; CaSiOi- волластонит; Si02- тридимит; Si02-кристалл..

т

м.ццщ

Дисперсная фаза в пленках (рис.15) представлена частицами различной формы и размеров: мелкие имеют среднепоперечный размер около 3 мкм, средние от 5x10 и до 15x30 мкм, крупные - по длине 50-75, по ширине 20-30 мкм. Преобладают частицы среднего и крупного размеров._

Рис. 15. СЭМ. Изображение пленки состава 14,срок хранения ПОР 2 сут. Увеличение: 1 - хЮО, 2 - х400, 3 - х1000, 4 - х1900, 5 - х5000, 6 - х15000.

Данные ИК-спектроскопии показывают, что в сформированных пленках (25 °С) присутствуют адсорбированная вода и органический растворитель. Фиксируются химические связи, характеризующиеся валентными колебаниями Р=0, Р043' групп, цепочек силоксанов 5 (Si-O-Si), и валентными колебаниями связей кальция с кислородом.

На начальной стадии созревания ПОР (2 суток) формируются пленки с толщиной 84-86 нм, на 7-е сутки - толщиной 93 - 97 нм. Это соответствует более высоким значениям вязкости растворов, что характерно составам с более высоким содержанием S1O2 (уменьшение содержания Р205). Результаты сканирующей электронной микроскопии, атомно-силовой микроскопии, характер ИК спектров иллюстрируют процесс последовательного структурирования пленок в результате термообработки при температурах от 150 до 800 °С. При этом по данным ДТА в порошке сухого ксерогеля кристаллизационных процессов не происходит до 700 °С. При высоком содержании Si02 образуется однородное пленочное покрытие с хорошей адгезией. Уменьшение содержания Si02 приводит к образованию структурированных пленок. При содержании Si02 ниже 50 % пленки отслаиваются от подложки.

Адсорбционные свойства связаны с удельной поверхностью и размерами пор. Их значения для образца состава 14 серии 1 (мае. %: 52-Si02;18-P205; 30-СаО) приведены в табл. 18.

Таблица 18 - Адсорбционные свойства поверхности. Состав 14

Исследуемый образец (время созревания ПОР) Площадь удельной поверхности Sya., м2/г Средний размер пор, нм

ПОР, сушка при температуре 60 °С (2 суток) 103 4

ПОР, отжиг при температуре 600 °С (2 суток) 20 18

ПОР, сушка при температуре 60 °С (7суток) 61 5

ПОР, отжиг при температуре 600 °С (7 суток) 18 17

Время созревания ПОР практически не влияет на средний размер пор в образце, а при росте температуры обработки размер пор увеличивается в 3,5-4,5 раз, за счет удаления газообразных продуктов из образца.

Адгезионные свойства пленок изучены методом срэтч-теста при использовании увеличивающейся от 0 до З Н нагрузки и алмазного наконечника радиусом 20 мкм. Адгезию пленки характеризуют значения критической нагрузки Ркр и значения силы трения Ртр в момент ее отслаивания от подложки (табл. 19). При получении пленок методом вытягивания с увеличением срока созревания ПОР значения критической нагрузки увеличиваются на 6 %, силы трения на 9 %.

Для пленки, полученной на оксидированной поверхности титана (ОПТ) из ПОР на 2-е сутки созревания, значение критической нагрузки увеличивается на 9 %, а при получении пленки на 7-е сутки созревания ПОР - на 50 % по сравнению с оксидированной поверхностью титана без покрытия. Соответственно сила трения увеличивается на 72 %, и на 96 % по сравнению с ОПТ без покрытия (табл. 20).

Таблица 19 - Адгезионные свойства пленок на кремневой подложке

Метод получения пленки Время созревания ПОР (сут.) FKP,H F-ф, Н

Центрифугирование 2 1,89 1,87 1,90 0,35

7 1,54 1,55 1,53 0,18

Вытягивание 2 1,49 1,48 1,49 0,11

7 1,58 1,59 1,57 0,12

Таблица 20 - Адгезионные свойства двуслойного покрытия на титане. Оксидный _слой (ОПТ) + золь-гель (ЗГ) пленка._

Образец FkP! Н FT„> Н

ОПТ 1,51 1,51 1,50 0,29

ОПТ + ЗГ2 1,64 1,64 1,65 0,50

ОПТ + ЗГ7 2,28 2,29 2,28 0,57

а б

Рис. 16. Поверхность структурированной пленки на кремнии (а) и оксидированного титана, покрытого золь-гель пленой (б). Состав 14. АСМ.

Нанесение золь-гель покрытия со сроком созревания ПОР 7 суток и закрепление при 600 °С приводит к усилению адгезионных свойств электрохимического покрытия по сравнению с оксидированной поверхностью титана. При этом сохраняется развитый рельеф, и обеспечиваются высокие адсорбционные свойства поверхности двухслойного покрытия (рис.16).

В шестой главе (Получение и применение композиционных титановых имплантатов) представлена технология получения композиционных титановых имплантатов при использовании разных способов формирования покрытий, характеристика физико-химических свойств покрытий, результаты испытания биологических свойств имплантатов в условиях эксперимента (in vitro) и на биологических объектах (in vivo).

Как известно из практики травматологии и ортопедии, на эффективность имплантации определяющее влияние оказывает характер процессов на границе имплантат - травмированная костная ткань. В различных медико-биологических условиях, учитывающих характер травмы и статус пациента (возраст, пол, состояние здоровья), определяется стратегия лечения, требующая либо минимального взаимодействия с окружающей тканью, либо активного влияния на процессы регенерации и минерализации костной ткани. В первом случае требуется имплантат, обладающий биоинертностью, во втором -

биоактивностью. На рис. 17 представлена технологическая схема изготовления композиционного титанового имплантата с применением электрохимического метода формирования покрытия.

Рис. 17. Технологическая схема получения композиционного титанового имплантата.

Электрохимический метод формирования покрытия Формирование покрытий производится на стандартной установке электрохимического оксидирования, в анодно-искровом или микродуговом режиме при импульсной подаче напряжения с подъёмом до заданного значения 90 - 220 В и плотности тока 0,05 А/мм2. Регулируется частота (1-10 Гц) и длительность импульса (10-400 мкс).

Таблица 22 - Характеристика имплантатов. Электрохимический способ

Электролит, основные параметры Оксидный состав, цвет покрытия Размер микропор, мкм нанопор, нм Толщина покрытия, мкм Прочность адгезии покрытия, МПа

Электр олит, режим Напря жение, В Время оксиди рован., мин.

1-а МД 160 10 ТЮ2, Р205, серый 0,5-2 до 50 мкм 5-7 8-10

1-6 АИ 130 30 ТЮ2, Р2О5, светло серый 20,6+0,2 10-30 нм 40-44 7-8

2 АИ 130 15 ТЮ2, Р2О5, СаО светло серый 0,5-1,5 10-12 6-8 (СГА) 8-9 (БГА)

3 АИ 140 20 ТЮ2, Р2О5, СаО светло серый 0,5-2 20-25 8-10

3 АИ УЗ О титана 140 20 ТЮ2, Р205, СаО светло серый 0,5-2 20-25 10- 12

Примечание. В растворах с концентрацией Н3РО4 10 %. Плотность тока 0,05 А/мм"

Для получения изделий, условия службы которых предполагают значительные механические нагрузки, титановый имплантат обрабатывают ультразвуком на установке УЗГ - 02/22, режимные параметры в табл. 21.

Таблица 21 - Режим ультразвуковой обработки титана ВТ 1-00

Мощность Скорость Скорость Радиус

УЗ вращения подачи Материал наконечника сферы

генератора, инструмента изделия, индентора,

кВт , об/мин мм/ об мм

200 63 0, 05 ВК-8 5

Применение ультразвуковой обработки титана обеспечивает усиление адгезии покрытия, повышение его микротвердости (табл. 22). _Таблица 22 - Микротвердость поверхности титана ВТ 1-00 и покрытия_

Микротвердость поверхности титана, МПа Микротвердость поверхности покрытия на титане, МПа Сила адгезии покрытия, Н

до обработки УЗ после обработк УЗ без Обработки УЗ после обработки У без обработки УЗ после обработ ки УЗ

2250±89 6068±606 15 3 9±1 2495±25 0,25 0,75

Таблица 23 - Цитотоксичность и адгезия клеток костного мозга мышей линии «Вистар» к поверхности имплантата in vitro, образование ткани in vivo.

Образец согласно таблицы 22 Цитотоксичность, через 1 час, % Количество прилипших клеток через 3 часа, % от фона (пластика) Цитотоксичность, через 3 часа, % Костная ткань на имплантате, мм2

Электролит 1 -а 97,6+0,7 36,2+2,4 96,5+1,2 0,23+0,25

Электролит 1 -б 98,4+2,1 41,1+2,6 97,4+1,9

Электролит 2 96,8+1,4 38,2+2,3 96,7+1,1 4,44+0,726

Электролит 3 97,5+1,1 42,2+2,6 97,3+0,8 46,00+7,00

Разработанные имплантаты являются биосовместимыми (табл. 23, рис. 18), они не оказывают цитотоксическое действие на клетки костного мозга, не вызывают негативных реакций организма. Обладают способностью к адгезии клеток костного мозга крыс линии «Вистар» на уровне 36,2-42,5 %._

Рис. 18. Композиционные титановые имплантаты для остеосинтеза при лечении и реконструкции костей

Наличие биоинертного оксидного слоя на поверхности титанового имплантата способствует снижению нежелательных явлений электрогенеза, коррозии, негативных реакций со стороны иммунной системы организма.

Результаты исследований позволили разработать технологию получения композиционных титановых имплантатов с использованием шликерного (керамического) метода формирования покрытия (рис. 19). Основной компонент покрытия - биологический гидроксилапатит (БГА) производится из биогенного костного материала, который получается из костей крупного рогатого скота по схеме: санитарная обработка —> обжиг при температуре 1000 °С в течение 2-5 часов —> грубое измельчение до размера зерен 5мм —> обработка 1N раствором соляной кислоты (удаление свободного оксида кальция) —> отмывка дистиллированной водой —> измельчение и разделение на фракции —> отбор фракции 70-100 мкм.

Подготовка волластонита включает его измельчение, отбор фракции 80-100 мкм, в которой содержание частиц игольчатой формы составляет не менее 70 %.

Из подготовленных компонентов: БГА (70-100 мкм), волластонита (80-100 мкм), биостекла (20-45 мкм) готовится шликер по предложенной методике. Для приготовления связующего используется натриевое жидкое стекло (ГОСТ 13078-81), из которого готовится раствор с концентрацией 20 % и плотностью 1090 кг/м3.

Рис. 19. Технологическая схема изготовления композиционного титанового имплантата при формировании покрытия шликерным методом.

Для условий службы, предполагающих значительные механические нагрузки, титановый имплантат обрабатывают ультразвуком (табл. 21). Для обеспечения адгезии покрытия титановое изделие оксидируется в растовре Н3Р04 (10 %) при импульсной подаче напряжения (частота 1-10 Гц, длительность импульса 10 -400 мке), плавном его подъеме до 100 В. Этим обеспечивается формирование плотного аморфного покрытия толщиной до 10 мкм, размером микропор до 2 мкм и нанопор - до 30 нм.

Подготовленный шликер наносится на поверхность оксидированного титанового изделия методом окунания, полива или кистью в зависимости от формы титанового изделия и высушивается, затем обжигается по заданному

режиму: скорость нагрева 55 град/мин от 20 до 700 °С, с выдержкой в течение 10-12 мин, охлаждается в печи до 300 "С, затем произвольно.

Таблица 24 - Характеристика имплантатов Шликерное формирования покрытия.

Состав Кристаллические Толщина, Пористость, °/с Параметры Прочность

композиции фазы покрытия мкм Размер шероховатости сцепления,

для микропор, мкм Яа, мкм МПа

покрытия. Т обжига, °С Яг, мкм

75:5:20 Са,0(РО4)б(ОН)2

700 Са вЮз, Р-Са2Р207 3-Са3(Р04)3 100 35 1-20 1,93 1 1,32 12±2,1

70:5:25 Са10(РО4)6(ОН)2 Са БЮз, 40 1,86

650 Р-Са2Р207 р-Саз(Р04)з Са4Р60|9, неб.к-во 150 1-20 12,00 13±1,9

Примечание. Состав композиций, мас.%: 70, 75 БГА; 5 волластонита; 20, 25 биостекла.

Толщина электрохимического покрытия 8-10 мкм.

В прямом тесте все покрытия не проявили цитотоксического действия на клетки костного мозга (табл. 25, рис.20). Признаков воспаления, аллергических реакций со стороны окружающих тканей, образования капсул не обнаружено. Остеокондуктивные свойства определялись на образцах, на которые предварительно наносили столбик костного мозга, остеоиндуктивные свойства - на образцах покрытий без костного мозга.

Таблица 25 - Оценка биологических свойств шликерных покрытий

№ п п Вид покрытия имплантата Цито -токсичность Биоиндуктивность Биокондуктивность

1 Покрытие ТЮ2 ЭХ, электролит 1 - - -

2 Титан-кальций-фосфатное покрытие ЭХ, электролит 3 - + +

3 Кальцийфосфатное плазменное напыление - + ++

4 Кальцийфосфатное керамическое покрытие - +++ +++

Примечание: «-» отсутствие реакции, «+» слабая реакция, «++» средняя реакция,

«+-Н-» сильная реакция Наибольшую степень остеиндуктивности и остеокондуктивности продемонстрировали керамические покрытия на основе БГА и биостекла. На рис. 20 представлены изделия, полученные с использованием разработанной шликерной технологии изготовления композиционных титановых имплантатов.

Рис. 20. Имплантаты для лечения и реконструкции кости (покрытия светлого цвета получены по шликерной технологии)

На рис. 21 приведена технологическая схема разработанной технологии плазменного нанесения покрытий на титан и его сплавы, в табл. 26 характеристика покрытий. Технология предусматривает использование серийного плазмотрона с возможностью получения ламинарной струи с малой площадью сечения и малым углом расходимости (1-3 °).

Метод позволяет получать покрытия толщиной 50-300 мкм с высокой прочностью сцепления с титаном. Качество и свойства покрытия (табл. 26) определяются физико-химическими свойствами напыляемого материала и параметрами процесса напыления.

Рис. 21. Технологическая схема плазменного нанесения покрытий Таблица 26 - Характеристика имплантатов. Плазменное напыление покрытий

Режим нанесения покрытия Кристаллические фазы покрытия Толщина, мкм Размер микропор, мкм Микротвердость в точках пов-ти, МПа Прочность сцепления, МПа

Турбулентный режим Саш(Р04)б(0Н)2 Р-Са3(Р04)2 Са(,(Р04,С0з)2(0Н)2 100 10-100 8402600 БГА 38±5 СГЛ 16±3

Ламинарный режим Саш(Р04)б(0Н)2 (3-Са3(Р04)2 Са3 (Р04)2'Н20 150 10-100 8402600 БГА 38±4 СГА 16±3

Электрохимические методы формирования оксидных покрытий на титановых имплантатах технологичны и эффективны. Их преимущество - возможность оксидировать титановые имплантаты различной формы, обеспечивая высокую адгезию покрытия. На основе исследований, приведенных в Главе 5, разработана технология получения двухслойных покрытий на титановых имплантатах. На рис. 22 приведена технологическая схема, иллюстрирующая основные стадии технологии.

Подготовка титанового имплантата производится, как описано выше с оксидированием в одном из электролитов. Приготовление пленкообразующего раствора включает операции подготовки растворителя и последовательное смешение реагентов: ТЭОС, ортофосфорной кислоты, хлорида кальция в соответствии с рецептом, обеспечивающим заданный оксидный состав золь-гель пленки. Созревание раствора обеспечивается выдержкой при температуре 20-25 °С в течение 7 суток.

ПОР наносится на поверхность титана с толщиной оксидного покрытия 10-15 мкм методом вытягивания, скорость 20-30 см/мин. Формируется не менее 3 слоев с высушиванием каждого при 60°С в течение 1 часа. Золь-гель пленка закрепляется термообработкой при плавном подъеме температуры до 600 °С и выдержке в течение 30 мин (табл.27).

Оценка биоактивности оксидированных титановых имплантатов с нанесением золь-гель пленки изучена in vitro путем выдерживания образцов в бесклеточной имитации плазмы крови SBF в течение 4-х недель. Установлен активный рост кальциофосфатного слоя на поверхности.

Рис. 22. Технологическая схема получения имплантатов с двуслойным покрытием Таблица 27 - Характеристика титанового имплантата с двуслойным покрытием.

Покрытие имплантата Толщина, оксидный слой, мкм; золь-гель слой, нм Кристаллические фазы золь-гель покрытия Адгезия, Н Шероховатость, Rz, мкм

Двуслойное оксидны й — золь-гель пленка 10- 15 150-170 СагРгСЬ, ЯЮікрист. Са,0(РО4)бСІ2 CaSi03 2 4,8

В эксперименте in vivo, проведенном в НИИ кардиологии СО РАМН (г.Томск), установлено, что в условиях живого организма биоинертные оксидированные титановые имплантаты с покрытием золь-гель кремний-кальциофосфатной пленкой приобретают биоактивные свойства.

В заключении работы проведен сопоставительный анализ методов нанесения покрытий, предложена модель эффективного композиционного титанового имплантата и система балльной оценки эффективности методов формирования покрытий на титановом имплантате (табл.28).

Таблица 28 - Сравнительная оценка эффективности методов нанесения покрытия

№ Способ нанесения (формирования) покрытия

пп Критерии оценки, число баллов Электро- Плазмен- Керамичес- Комбини-

химически ное кий рованный

й напыление

1 Обеспечение функциональных б 8 9 10

свойств (ФС), мах 10 бал.:

-биосовместимость, 0-2 1 2 2 2

-биоактивность(остеокондукция),0-2 1 2 2 2

-биоактивность (остеиндукция), 0-2 0 1 2 2

-сохранение ФС в усл. службы, 0-2 2 2 2 2

-прочность сцепления, 0-2 2 1 1 2

2 Возможность управления ФС, 5 5 8 10

мах 10 бал.:

-в ограниченных пределах, 5 5 5

-в широких пределах, 10 8 10

3 Технологичность, мах 10 бал.: 10 6 8 9

-простота и к-во операций, 0-2 2 2 1 1

-отсутствие спец.треб. к исходным 2 1 2 2

материалам, 0-2

- возможность нанесения на 3 1 3 3

изделия разной формы, 0-3

-надежность и воспроизводимость 3 2 2 3

результатов, 0-3

4 Низкая ресурсоемкость, мах 10 10 5 9 9

бал.:

-использование не дорогостоящего 3 1 2 2

оборудования, 0-3

-отсутствие спец.среды, 0-3 3 2 3 3

-универсальность оборудования,0-4 4 2 4 4

Интегральная оценка способа, 31 24 34 38

балл

Приведение к 10-баллыюй шкале 7,8 6,0 8,5 9,5

ОСНОВНЫЕ ВЫВОДЫ

1. Биосовместимые покрытия на титановых имплантатах могут быть получены методами плазменного напыления, электрохимического оксидирования и шликерной технологии с применением гидроксилапатита синтетического или биологического происхождения. Структурно-химические особенности электрохимических, керамических и плазменных покрытий обусловливают их биосовместимость, разную степень биоинертности и биоактивности, и разные возможности применения.

2. Гидроксилапатит и карбонат-замещенный гидроксилапатит могут быть синтезированы в водных растворах нитрата кальция и гидрофосфата аммония при температуре 40±5 °С, значениях рН 11-12 и представляют собой дисперсный бифазный материал, содержащий 95,3 % гидроксилапатита и 4,7 Р-трикальцийфосфата. Вхождение карбонат-ионов в структуру ГА при синтезе приводит к увеличению его растворимости при обычных условиях (20 °С), тем больше, чем выше содержание С032"-иона (0,75-1). Карбонат-

модифицированный ГА по фазовому составу близок к биологическому ГА. С увеличением кислотности среды его растворимость увеличивается и приближается к растворимости биологического ГА.

3. Биологический гидроксилапатит, получаемый по щадящей технологии, предусматривающей обжиг естественной кости при температуре 1000 °С и термохимическую очистку, является монофазным материалом, имеет кристаллическую структуру гидроксилапатита и сохраняет естественные сочетания примесей и микроэлементов, что подтверждается химическим анализом и различием объема его элементарной ячейки и эталонного ГА.

4. Биосовместимые покрытия на титане и его сплавах, полученные в растворах щавелевой и фосфорной кислот, в смеси растворов серной и фосфорной кислот электрохимическим способом в анодно-искровом и микродуговом режимах, содержат диоксид титана в количестве 79-90 %, оксид фосфора в количестве 10-21 %, обладают толщиной от 5 до 45 мкм в зависимости от времени обработки, пористостью около 30 % при размере микропор от 0,5 до 6 мкм и нанопор до 50 нм, а также прочностью сцепления покрытий с подложкой не менее 8-10 МПа.

5. Биосовместимость покрытий повышается при оксидировании титановых подложек в кислотных электролитах, представляющих собой насыщенные растворы синтетического или биологического гидроксилапатита в 10-25 % растворах фосфорной кислоты, а также в присутствии дисперсного биологического гидроксилапатита на протяжении всего процесса оксидирования, за счет наличия в составе покрытий оксида фосфора в количестве от 30 до более чем 50 %, и оксида кальция в количестве от 5 до 13 и более % в зависимости от продолжительности процесса.

Прочность сцепления с титаном (8-10 МПа) полиоксидных покрытий, полученных при использовании синтетического гидроксилапатита в составе электролита, повышается до 10-12 МПа при использовании биологического гидроксилапатита благодаря наличию микропримесей, присущих ГА биологического происхождения — оксидов магния, кремния, никеля.

6. Применение ультразвуковой обработки поверхности титановой подложки приводит к модифицированию поверхностного слоя титана, формируя его градиентное строение с мелкокристаллической структурой, что способствует повышению микротвердости поверхности титана более чем в 2 раза. При этом возрастает микротвердость оксидного покрытия в 1, 6 раза и сила адгезии оксидных покрытий к титану - в 3 раза (от 0,25 до 0,75 Н).

7. Биосовместимые покрытия на титане и его сплавах на основе гидроксилапатита могут быть получены керамическим (шликерным) способом, для чего их поверхность подвергается химическому травлению составом HF:HN03:H20 1:2:2,5 или электрохимическому оксидированию, последующему нанесению шликера на основе композиций состава: силикофосфатное стекло 10-25 %, БГА 70-85 % (фракция 70-100 мкм), волластонит - 5 % (фракция 80100 мкм) и термообработке по заданному режиму. Силикофосфатные стекла составов, мол.%, 20 Na20, 5 СаО, 20-25 Si02H 50-55 Р205, синтезированные при температурах до 1200 °С, обладают легкоплавкостью и смачивающей

способностью и обеспечивают формирование на титановых имплантатах керамического покрытия, характеризующегося щелочной реакцией при растворении в дистиллированной воде и умеренной динамикой растворения в физиологическом растворе.

Такие покрытия обладают общей пористостью 25,5-42,2 %, развитым рельефом поверхности, образуемым системой пространственно взаимосвязанных округлых и канальных пор, а также значительной шероховатостью, оцениваемой значениями параметров Ra до 1,86 мкм и Я2до 12 мкм. Прочность сцепления покрытий с титаном зависит от способа обработки поверхности металлической подложки до нанесения шликера и при толщине 150-200 мкм составляет 10-12 МПа.

8. Биосовместимые покрытия на титане и его сплавах могут быть получены методом плазменного напыления дисперсного ГА синтетического и биологического происхождения в турбулентном и ламинарном режимах. Структура плазменных покрытий толщиной от 100 до 250 мкм преимущественно кристаллическая с возрастанием степени кристалличности при увеличении толщины, наличием наноструктурных включений и аморфной фазы в прилежащей к подложке зоне. Фазовый состав покрытий зависит от толщины покрытия, режима напыления и включает основные фазы: ГА, В-ТКФ, а также гидрофосфаты, дикальцийфосфат, аморфную фазу при напылении в ламинарной струе.

Величина адгезии покрытия, полученного из синтетического ГА, составляет 16±3 МПа, а из биологического ГА 38±5 МПа.

9. Применение биологического ГА, полученного из естественной кости, обеспечивает более высокую прочность сцепления покрытия с титановой подложкой по сравнению с синтетическим, полученным осаждением из раствора. Это обусловлено тем, что БГА сохраняет нано-, микро- и макроструктуру минеральной составляющей естественной костной ткани. Он имеет сбалансированный состав микропримесей, в свою очередь поддерживающий стабильность структуры, фазового и химического состава при нанесении покрытий плазменным и термическим методами.

10. Биосовместимость и биоактивность оксидных покрытий, полученных электрохимическим способом, могут быть усилены путем нанесения на их поверхность золь-гель пленки состава, мас.%: 30 СаО, 18 Р205, 52 Si02, из коллоидного пленкообразующего раствора.

Устойчивая коллоидная система формируется в спиртовых растворах на основе тетраэтоксисилана, ортофосфорной кислоты, хлорида кальция в диапазоне составов (в пересчете на оксиды), мае % Si02 20 - 80, Р205 5 - 30, СаО 10 - 50. Приобретение растворами пленкообразующей способности обусловлено последовательностью протекающих процессов растворения (гидролиз и сольватация), поликонденсации и коагуляции, обусловливающих переход истинного раствора в состояние «золь», что сопровождается возрастанием вязкости и позволяет формировать пленки толщиной 70-160 нм в системах Si02-P205 и 80-90 нм в системах Si02-P205-Ca0, а затем в состояние «гель».

11. Пленкообразующая способность растворов обусловливается процессами гидролитической поликонденсации тетроэтоксисилана с участием ортофосфорной кислоты при содержании Р20з до 30 мас.%, определяется их вязкостью и проявляется при значениях вязкости в диапазоне 2,6 - 4,7 103 Па с, что соответствует состоянию «золь-начало перехода в гель», которое устанавливается при хранении до 7 суток, рН 5-7. При этом знак коллоидной частицы меняется с «+» на «-», что способствует стабилизации раствора и определяет границы технологической стадии, когда из раствора возможно формирование золь-гель пленки.

12. Формирование золь-гель пленки включает в себя основные этапы: растекание пленкообразующего раствора; гидролиз в тонком слое; формирование оксидного слоя в результате физико-химических процессов при термической обработке; процессы дифференциации пленкообразующей системы по составу с образованием областей, обеспечивающих последующую кристаллизацию фаз Si02, волластонита CaSiC>3, пирофосфата кальция Са2Р207 и небольшого количества хлорапатита. Процессы дифференциации приводят к структурированию пленки и образованию рельефной поверхности с параметрами шероховатости Ra=0,1-0,3 мкм и Rz=0,5-0,9 мкм. Однородные по структуре и рельефу поверхности пленки формируются методом вытягивания из ПОР со сроком созревания 7 суток и содержанием оксида кремния более 50 мас.%. Они обладают высокими адсорбционные свойствами поверхности, что обусловлено наличием поверхностно-активных центров, значением удельной поверхности 18 м2/г, размером пор около 17 нм.

13. Адгезия пленок к поверхности кремния и оксидированной поверхности титана характеризуется высокой критической нагрузкой - соответственно 1,6 и 1,5 Н и силой трения соответственно 0,12 и 0,29 Н. Адгезия оксидного электрохимического покрытия увеличивается при нанесении на него золь-гель пленки из ПОР со сроком созревания 7 суток - критическая нагрузка увеличивается в 1,4 раза (2,3 Н), сила трения в 2,4 раза (0,6 Н).

14. Биологические свойства композиционных титановых имплантатов, полученных по комбинированной технологии электрохимического оксидирования и нанесения золь-гель пленки, исследованы в системах in vitro и in vivo.

При погружении в раствор SBF (in vitro) происходит формирование кремний-кальций-фосфатного слоя на поверхности оксидного покрытия, о чем свидетельствуют рост содержания Са и Р в поверхностном слое, увеличение массы образцов, изменение рН раствора.

Процесс образования кальций-фосфатного слоя в растворе SBF на оксидированной поверхности титана с кальций-фосфатной пленкой происходит быстрее, чем на оксидированной поверхности титана. Полученные композиции титан - оксид титана — кремнийкальций-фосфатное золь-гель пленочное покрытие являются биосовместимыми, обладают биоактивностью, которая превышает биоактивность титан - оксидированной поверхности in vivo.

15. Предложена технология получения биосовместимых композиционных титановых имплантатов, которая включает стадии электрохимического

оксидирования и последующего формирования кремний-кальций-фосфатного слоя золь-гель методом. Технология обеспечивает возможность регулирования толщины слоя и нанесение на изделия сложной формы.

По теме диссертации опубликованы следующие работы: Монография

1. Петровская Т.С. Биоматериалы и имплантаты для травматологии и ортопедии: монография / Петровская Т.С., Шахов В.П., Верещагин В.И., Игнатов В.П.; под ред. Петровской Т.С - Томск: Изд-во ТПУ. - 2011. - 307 с.

Статьи в центральной и зарубежной печати

2. Петровская Т.С. Силикофосфатные стекла как компонент биоактивных материалов. //Стекло и керамика. - 2002. - № 12. - с.34-37.

Petrovskaya Т. S. Silicophosfate Glasses as a Component of Bioactive Coatings. Glass and Ceramics, 2002, V.59, № 11-12. pp. 420-423

3. Петровская T.C., Л.П.Борило, В.В.Козик, В.И.Верещагин Структура и свойства нанопродуктов в системе P205-Si02 //Стекло и керамика. - 2008. - № U.c. 29-33.

Petrovskaya T.S., Borilo L.P., Kosik V.V., Vereshchagin V.l. Structure and properties of nanoproducts of the system P205-Si02 Glass and Ceramics. - 2008.-V.65,№ 11-12. pp. 410-414.

4. Петровская T.C., Шахов В.П., Верещагин В.И., Игнатов В.П.Использование принципов медицинского материаловедения и мезомеханики для придания остеокондуктивных свойств имплантатам. //Фундаментальные исследования. -2009. - № 9. (РАЕ) ISSN 1812-7339,- с. 84-85.

5. Петровская Т. С. Комплексная обработка поверхности титана. //Известия Волгоградского государственного технического университета, Проблемы материаловедения, сварки и прочности в машиностроении - 2009. - вып. 3,-№11 (59).-с. 71-74.

6. Петровская Т.С., Борило Л.П., Козик В.В. Физико-химические процессы при формировании тонких пленок в системе Р205 - Si02. //Известия вузов, Химия и химическая технология — 2010 - Т.53. - № 8. - с.120-125.

7. Петровская Т.С., Борило Л.П., Козик В.В.Формирование тонких пленок в силикофосфатной системе. //Известия Томского политехнического университета, Химия - 2010. - Т. 316. -№ 3. с.23-27.

8. Петровская Т.С., Рассказова Л.А., Куляшова К.С., Коротченко Н.М., Шаркесв Ю.П., Козик В.В. Синтез и исследование обычного и карбонатзамещенного гидроксилапатита. //Известия ТПУ, Химия. - 2010. - Т. 317. - № 3. - с.86-90.

9. Борило Л.П., Петровская Т.С., Лютова Е.С., Спивакова Л.Н. Синтез и свойства кальцийсиликофосфатных тонкопленочных и дисперсных материалов. //Известия ТГУ. Физика. - 2010. - № 11/3. - с. 41-47.

10. Шахов В.П., Верещагин В.П., Петровская Т.С., Игнатов В.П., Крылатов A.B. Вариабельность в биологической активности оксидированных титановых имплантатов. //Бюллетень экспериментальной биологии и медицины. - 2011. -Том 152. - № 10. - с. 458-462.

11. Борило JI.П., Петровская Т.С., Лютова Е.С., Спивакова Л.Н. Синтез и физико-химические свойства тонкопленочных и дисперсных функциональных силикофосфатных материалов. //Известия ТПУ, Химия. - 2011. - Т.319. - № 3. -с. 43-47.

12. Петровская Т.С., Шахов В.П. Направленная регуляция свойств материалов с помощью контролируемого формирования биоактивного покрытия //Международный журнал прикладных и фундаментальных исследований. - 2011. - № 5. - с. 106-108.

13. Петровская Т.С., Борило Л.П. Получение структурированных пленок на основе систем Si02-P205-CaO-(Na20).//CTeMO и керамика. - 2012,- № 1,- с.25-30.

Petrovskaya Т. S., Borilo L. P. Production of Si02-P205-CaO-(Na20) structured films. //Glass and Ceramics. - 2012. - V. 69. - № 1-2. - pp. 25-29.

14. Петровская T.C. Получение композиционных титановых имплантатов и регулирование их биологических свойств. Часть 1.// Техника и технология силикатов. 2012. - Т 19. - № 2. - с. 7-13.

15. Петровская Т.С. Получение композиционных титановых имплантатов и регулирование их биологических свойств. Часть 2.// Техника и технология силикатов. - 2012. - Т 19. - № 3. - с. 20-27.

16. Shakhov V.P., Vereshhagin V. I., Petrovskaya T.S., Ignatov V.P., Krylatov A. V. Variability of the Biological Activity of Oxidized Titanium Implants. //Bulletin of Experimental Biology and Medicine. - 2012. - Vol. 152. - №. 4. - pp.475-479.

Патенты

17. Патент № 2221904 РФ. МПК C25D 11/26, A61F 2/02. Способ нанесения покрытия на имплантат из титана и его сплавов /Игнатов В.П., Верещагин В.И., Шахов В.П., Мишунина Н.В, Петровская Т.С. // Заявлено 16.07.2002. Опубл. 20.01.2004, Бюл. №2.

18. Патент № 2444376 РФ. МПК A61L 27/06, В82В 3/00, A61L 27/54, A61F 2/02. Способ нанесения биоактивного нано и микроструктурированного кальций фосфатного покрытия на имплантат из титана и его сплавов / Петровская Т.С. Шахов В.П, Верещагин В.И, Игнатов В.П.//Заявлено 06.12.10. Опубл. 10.03.2012, Бюл. №7.

Другие публикации

19. Karlov A.V, Kolobov Yu. R, Bushnev L.S, Saguymbaev E.E, Petrovskaya T.S., Shashkina G.A. The Calcium-phosphate Coatings Applied on Titanium by Different Technologies // Proceedings of European Medical and Biological Engineering and Computing. Vienna, Austria. - 1999. - Part 1. - P 198-199.

20. Verechshagin V.I, Petrovskaya T.S., Ignatov V.P. Ceramic coatings and their properties controlling // Proceedings of the 7th Korea-Russia International Symposium on Science and Technology. - Tomsk. TPU. - 2003. - P. 170-175.

21. Petrovskaya T.S., Botaeva L.B, Klimenov V.A, Vereshagin V.I. Influence of Ultrasound Treatment of the Titanium on the Formation of Calcium-phosphate Coating relief //8lh Korea-Russia International Symposium on Science and Technology. - Tomsk. - 2004. - P. 99-101.

22. Petrovskaya T.S. Silicophosfate Glasses as a Component of Bioactive Coatings. Glass and Ceramics //8й1 Korea-Russia Internationa] Symposium on Science and Technology. - Tomsk. - 2004. - P. 146-149.

23. Петровская T.C., Денисова Л.А. Исследование поведения силикофосфатных стекол в воде и физиологическом растворе // Биокерамика в медицине. Всероссийское совещание: сборник тезисов докладов. М.: РАН. -2006.-С. 38-39.

24. Петровская Т.С., Ботаева Л.Б., Верещагин В.И., Клименов В.А. Формирование рельефа кальций-фосфатных электрохимических покрытий // Материалы Всероссийской научно-практической конференции «Новые технологии создания и применения биокерамики в восстановительной медицине». - Томск. - 2007. - С. 83-88.

25. Петровская Т.С. Получение силикофосфатных материалов золь-гель методом. // Полифункциональные наноматериалы и нанотехнологии. Сб. статей. Под ред. Дунаевского Г.Е., Козика В.В., Сырямкина В.И. Томск. Изд-во ТГУ,-2008.-С. 259-261.

26. Пшеничникова Г.В., Иванова Е.С., Петровская Т.С. Получение покрытий на титановых имплантатах с использованием золь-гель метода //Современные техника и технологии. Сборник трудов IV международной научно-практической конференции. Томск. Изд-во ТПУ. - 2009. - С. 527-529.

27. Петровская Т.С., Верещагин В.И., Борило Л.П., Козик В.В. Формирование наноструктур в силикофосфатных системах, полученных золь-гель методом // Биоматериалы в медицине. Всероссийское совещание. Сборник тезисов докладов. М.: ИМЕТ. - 2009. - С. 53-54.

28. Игнатов В.П., Петровская Т.С., Верещагин В.И., Шахов В.П. Формирование биосовместимых покрытий с заданными свойствами // Биоматериалы в медицине. Всероссийское совещание. Сборник тезисов докладов. М.: 2009. - С. 43-44.

29. Петровская Т.С., Верещагин В.И. Получение синтетического и биологического гидроксилапатита и сравнительная оценка эффективности применения // Новые технологии создания и применения биокерамики в восстановительной медицине. Материалы международной научно-практической конференции. Томск. Изд-во ТПУ. - 2010. - С. 125-128.

30. Петровская Т.С. Получение биоактивных материалов золь-гель методом. //Новые технологии создания и применения биокерамики в восстановительной медицине. Материалы международной научно-практической конференции. Томск. Изд-во ТПУ. - 2010. - С. 123-125.

31. Петровская Т.С. Системный подход к разработке титановых имплантатов //Новые перспективные материалы и технологии их получения (НПМ-2010). Сборник научных трудов V Международной конференции. /Волгоград, гос. тех. ун-т. - ИУНЛ ВолГТУ. - 2010. - С. 177-178.

32. Петровская Т. С., Верещагин В.И., Шахов В.П., Игнатов В.П. Формирование многоуровневых покрытий на титановых имплантатах // Биоматериалы в медицине. Всероссийское совещание. Сборник тезисов докладов. М.: ИМЕТ РАН. - 2011. - С. 33-35.

33. Петровская Т.С. Получение структурированных пленок в силико-фосфатных системах //Современные керамические материалы. Свойства. Технологии. Применение. Труды III международной научно-практической конференции Новосибирск. Нонпарель. - 2011. - С. 39.

34. Petrovskaya T.S. Sol-gel Method of Making Nanomaterials in P205-Si02-(Ca0, Na20) Systems. //XIX Mendeleev Congress on General and applied chemistry. Abstracts. - 2011. - Vol. 2. - P. 463.

35. Петровская Т.С. Системное использование кальциофосфатов для получения биоимплантатов // Биоматериалы в медицине. Всероссийское совещание. Сборник тезисов докладов. М.: ИМЕТ РАН. - 2011. - С. 25-27.

36. Петровская Т.С. Верещагин В.И., Шахов В.П., Игнатов В.П. Регулирование биоактивных свойств керамических покрытий на титане // Современные керамические материалы. Свойства. Технологии. Применение. Труды III международной научно-практической конференции / Новосибирск, Нонпарель. - 2011. - С. 65-66.

37. Петровская Т.С. Основные принципы проектирования биоматериалов // Полифункциональные химические материалы и технологии. Материалы Общероссийской с международным участием научной конференции, посвященной 80-летию химического факультета Томского государственного университета. Томск. - 2012. - С. 78-80.

38. Петровская Т.С., Козик В.В., Борило Л.П., Верещагин В.И. Золь-гель пленки в силикофосфатных системах: процессы и структура // Материалы конференции стран СНГ «Золь-гель синтез и исследование неорганических соединений, гибридных функциональных материалов и дисперсных систем». Севастополь. - 2012. - С. 111.

Подписано к печати 09.04.2013. Формат 60x84/16. Бумага «Снегурочка». Печать XEROX. Усл. печ. л. 2,56. Уч.-изд. л. 2,31.

_Заказ 326-13. Тираж 120 экз._

Национальный исследовательский Томский политехнический университет

Система менеджмента качества Издательства Томского политехнического университета сертифицирована NATIONAL QUALITY ASSURANCE по стандарту BS EN ISO 9001:2008

ИЗДАТЕЛЬСТВО^' ТПУ. 634050, г. Томск, пр. Ленина, 30 Тел/факс: +7 (3822) 56-35-35, www.tpu.ru

ФЕДЕРАЛЬНОЕ ГОСУДАРСТВЕННОЕ БЮДЖЕТНОЕ ОБРАЗОВАТЕЛЬНОЕ УЧРЕЖДЕНИЕ ВЫСШЕГО ПРОФЕССИОНАЛЬНОГО ОБРАЗОВАНИЯ «НАЦИОНАЛЬНЫЙ ИССЛЕДОВАТЕЛЬСКИЙ ТОМСКИЙ ПОЛИТЕХНИЧЕСКИЙ УНИВЕРСИТЕТ»

На правах рукописи

05201351225

Петровская Татьяна Семеновна

ФИЗИКО-ХИМИЧЕСКИЕ ОСНОВЫ И ТЕХНОЛОГИИ ПОЛУЧЕНИЯ БИОСОВМЕСТИМЫХ ПОКРЫТИЙ НА ТИТАНОВЫХ ИМПЛАНТАТАХ И РЕГУЛИРОВАНИЕ ИХ БИОЛОГИЧЕСКИХ

СВОЙСТВ

05.17.11 - технология силикатных и тугоплавких неметаллических материалов

Диссертация на соискание ученой степени доктора технических наук

Научный консультант: д. т. н., профессор Верещагин В. И.

Томск - 2013

СОДЕРЖАНИЕ

ПЕРЕЧЕНЬ УСЛОВНЫХ СОКРАЩЕНИЙ........................................................4

ВВЕДЕНИЕ...................................................................................................5

ГЛАВА 1. ИСПОЛЬЗОВАНИЕ КИЛЬЦИОФОСФАТНЫХ МАТЕРИАЛОВ В ТРАВМАТОЛОГИИ И ОРТОПЕДИИ.................................................14

1.1. Проблемы материаловедения в ортопедии и травматологии...........................14

1.2. Применение кальциофосфатных материалов в восстановительной медицине... 17

1.2.1. Биомеханическая структура костной ткани.................................................17

1.2.2. Система естественных кальциофосфатов в организме..................................21

1.2.3. Требования к искусственным материалам для восстановления кости................25

1.2.4. Имплантаты, применяемые в травматологии и ортопедии.............................28

1.3. Современные технологии формирования покрытий на титане.......................38

1.3.1. Титановые имплантаты и критерии выбора покрытий...................................38

1.3.2. Методы получения покрытий.................................................................39

1.3.3. Комбинирование методов получения покрытий..........................................48

1.4. Механизмы интеграции имплантатов с костной тканью.................................50

1.5. Постановка научной проблемы и задач исследования....................................60

ГЛАВА 2. МЕТОДИКА ПОЛУЧЕНИЯ БИОМАТЕРИАЛОВ, ФОРМИРОВАНИЯ ПОКРЫТИЙ И ИССЛЕДОВАНИЕ ИХ СВОЙСТВ...63

2.1. Объекты исследования и исходные материалы.............................................63

2.2. Титан и титановые сплавы.......................................................................64

2.2.1. Физико-химические свойства титана и сплавов для медицины.......................64

2.2.2. Влияние обработки на свойства титана....................................................68

2.3. Получение и характеристика компонентов покрытия....................................70

2.3.1. Получение биологического гидроксилапатита...........................................71

2.3.2. Синтез гидроксилапатита.....................................................................71

2.3.3. Идентификация и оценка характеристик БГА и СГА..................................73

2.3.4. Методика варки силикофосфатных стекол...............................................74

2.3.5. Методика изучения растворимости стекол...............................................75

2.4. Методы формирования покрытий..............................................................76

2.4.1. Формирование покрытий электрохимическими методами.............................76

2.4.2. Плазменное напыление покрытий...........................................................79

2.4.3. Формирование шликерных покрытий......................................................83

2.4.4. Получение и исследование золь-гель пленок.............................................86

2.5. Методы исследования структуры и свойств материалов и покрытий................90

2.5.1. Изучение морфологии поверхности........................................................91

2.5.2. Изучение микроструктуры поверхности...................................................92

2.5.3. Определение фазового состава...............................................................93

2.5.4. Определение адгезии покрытий..............................................................93

2.5.5. Определение толщины покрытий и пленок...............................................94

2.5.6. Определение кислотно-основных свойств.................................................95

2.5.7. Изучение биологических свойств............................................................96

2.6. Структурно-методологическая схема работы...............................................99

ГЛАВА 3. ПОЛУЧЕНИЕ И ИССЛЕДОВАНИЕ МАТЕРИАЛОВ

ДЛЯ КОМПОЗИЦИОННЫХ ТИТАНОВЫХ ИМПЛАНТАТОВ............101

3.1. Синтез и исследование свойств гидроксилапатита.......................................101

3.1.1. Получение биологического гидроксилапатита...........................................101

3.1.2. Получение синтетического гидроксилапатита..........................................104

3.2. Получение стекол для покрытия...............................................................113

3.3. Получение композиций для покрытия........................................................123

Выводы по Главе 3.......................................................................................131

ГЛАВА 4. ТЕХНОЛОГИЧЕСКИЕ ОСНОВЫ ПОЛУЧЕНИЯ КОМПОЗИЦИОННЫХ БИОИМПЛАНТАТОВ..................................................................133

4.1. Подготовка титана к нанесению покрытия.................................................135

4.2. Формирование покрытий электрохимическим методом................................138

4.3. Улучшение механических свойств покрытия..............................................148

4.4. Влияние режима оксидирования на биологические свойства........................154

4.5. Получение покрытий керамическим (шликерным) методом.........................157

4.6. Получение покрытий методом плазменного напыления................................164

Выводы по Главе 4.......................................................................................169

ГЛАВА 5. СИНТЕЗ И ФИЗИКО-ХИМИЧЕСКИЕ СВОЙСТВА

НАНОПРОДУКТОВ СИСТЕМЫ CaO- Si02-P205...............................173

5.1. Формирование тонких пленок в системе Si02 - Р2О5.....................................174

5.2. Исследование физико-химических процессов, протекающих

в ПОР на основе системы Si02-P20s-Ca0...................................................188

5.3. Формирование и исследование структуры тонкопленочных

оксидных систем Si02-P20s-Ca0...............................................................197

5.3.1. Формирование золь-гель пленок...........................................................198

5.3.2. Физико-химические процессы, протекающие при формировании

оксидной системы в пленках...............................................................199

5.3.3. Структура оксидных пленочных систем..................................................204

5.4. Исследование функциональных свойств золь-гель пленок...........................214

Выводы по Главе 5......................................................................................230

ГЛАВА 6. ТЕХНОЛОГИЧЕСКИЕ ОСНОВЫ ПОЛУЧЕНИЯ

КОМПОЗИЦИОННЫХ БИОИМПЛАНТАТОВ.................................233

6.1. Формирование покрытия электрохимическим методом...............................233

6.2. Формирование покрытия шликерным методом....................................................242

6.3. Формирование покрытия методом плазменного напыления..........................248

6.4. Формирование двухслойных покрытий комбинированным методом

с использованием золь-гель технологии.....................................................251

6.5. Оценка биосовместимости и биоактивности разработанных покрытий...........252

6.6. Структурная модель покрытия и оценка эффективности методов..................258

Выводы по Главе 6......................................................................................261

ВЫВОДЫ..................................................................................................262

СПИСОК ИСПОЛЬЗОВАННЫХ ИСТОЧНИКОВ............................................268

ПРИЛОЖЕНИЯ..........................................................................................305

ПЕРЕЧЕНЬ УСЛОВНЫХ ОБОЗНАЧЕНИЙ

АСМ - атомно-силовая микроскопия

АИ - анодно-искровой (режим)

АКФ - аморфный кальциофосфат

БАМ - биоактивные материалы

БА - биологическая активность

БГА - биологический гидроксилапатит

БД - биодеградация

БИМ - биоинертные материалы

БМ - биоматериалы

БС - биосовместимость

В - волластонит

ГА - гидроксилапатит

ДДКФ - дигидрат дикальцийфосфат .

ДКФ — дикальцийфосфат

ДТА - дифференциально-термический анализ

PIK - инфракрасный

КИП - коэффициент использования порошка (плазменное напыление)

КФ - кальциофосфаты

МД - микродуговой (режим)

МСК - мезенхимальные стволовые клетки

ОИ - остеоиндукция

OK - остеокондукция

ОКФ - октакальций фосфат

ОФК - ортофосфат кальция

ПР - произведение растворимости

ПОР - пленкообразующий раствор

РФА - рентгенофазовый анализ

РЭМ - растровый электронный микроскоп

СГА - синтетический гидроксилапатит

СЭМ - сканирующая электронная микроскопия

ТЭОС - тетроэтоксисилан

ТКФ - трикальций фосфат

ФА - фторапатит

ХА - хлорапатит

ЭХО - электрохимическое оксидирование.

Обозначение математических символов приведено по тексту

ВВЕДЕНИЕ

Актуальность работы. Современная концепция применения биоматериалов в медицине базируется на регенерационном подходе, в рамках которого акцент делается на замещение биоматериала нативной растущей костью. При этом имплантируемый материал выполняет важные функции: биомеханические - опорные, и биохимические - инициирование процессов интеграции имплантата с костью, доставка терапевтических средств и необходимых для построения костной ткани элементов в случае дефицита кальция и фосфора.

Вместе с тем, на современном уровне развития восстановительной медицины восстановление функций опорно-двигательного аппарата человека на травмированных участках, испытывающих большие и комплексные механические нагрузки, осуществляется с помощью металлических имплантатов, среди которых приоритет отдается титану и сплавам на его основе. Эффективность композиционных титановых имплантатов непосредственно связана с их биосовместимостью. Поэтому актуальной задачей является разработка биосовместимых покрытий на титановом имплантате, которые способны обеспечить создание единой функциональной биомеханической системы имплантат-кость.

В отличие от биоинертных покрытий на основе диоксида титана, обеспечивающих механическое сцепление имплантата и кости, покрытия, содержащие фосфаты кальция и, в частности, гидроксилапатит обеспечивают биологическую фиксацию. Вместе с тем, практика имплантации в ортопедии и травматологии требует дифференцированного подхода, учитывающего тип костной ткани и характер травмы, возрастные и иные особенности пациента, планируемую длительность лечения, цели и срок введения имплантата. Таким образом, актуальной является задача целенаправленного регулирования физико-химических свойств покрытия для выполнения конкретных функций.

Сочетание биохимических свойств кальциофосфатов и физико-механических свойств титана и его сплавов в одном изделии -

композиционном титановом имплантате - является перспективным решением проблемы создания биосовместимых биоинженерных конструкций для ортопедии и травматологии. Необходима разработка эффективных способов формирования на металлических имплантатах кальцийфосфатного слоя, обладающего требуемыми биомеханическими и биологическими свойствами. Таким образом, актуальной задачей является создание биосовместимых композиционных титановых имплантатов с заданными функциональными свойствами, а также разработка технологий, обеспечивающих управление ими.

Работы, положенные в основу диссертации, выполнялись в рамках государственных научных и научно-технических программ: в 1999-2009 гг. Изучение физико-химических закономерностей процессов переработки органического и минерального сырья и продуктов на их основе; в 2009-2013 гг. ФЦП «Научные и научно-педагогические кадры инновационной России» на (гос. контракт № 02.740.11.0855 от 28.06.2010), в рамках проекта «Физико-химические основы получения наноструктурированных неорганических и органических материалов» по гос. заданию «Наука» № гос. регистрации 3.3055.2011.

Целью диссертационной работы является разработка физико-технических основ и технологических принципов получения эффективных оксидных и кальциофосфатных покрытий на титановых имплантатах и регулирование их биологических свойств.

Для достижения поставленных целей решались следующие задачи.

• Разработка способов получения гидроксилапатита (ГА), удовлетворяющего требованиям технологий формирования биопокрытий.

• Определение особенностей электрохимического оксидирования титана в кислотных и гетерогенных кислотных электролитах.

• Исследование процесса плазменного напыления синтетического ГА и биологического ГА на титановую подложку.

• Определение методов и режимов закрепления ГА на титане обжигом с использованием стеклосвязки и шликерной технологии нанесения.

• Синтез силикофосфатных пленок золь-гель методом, изучение их физико-химических свойств и применение для усиления биосвойств оксидных покрытий.

• Изучение биологических свойств полученных покрытий.

• Разработка структурной модели биопокрытий и оценка эффективности способов формирования покрытий на титановых имплантатах.

Объекты исследования - синтетический и биологический ГА, оксидные и гидроксилапатитовые покрытия на титане и титановых сплавах, пленочные золь-гель покрытия.

Предмет исследования - физико-химические процессы формирования фазового состава, структуры и свойств полученных материалов для покрытий и покрытий на титановых имплантатах.

Научная новизна работы состоит в том, что в ней установлены физико-химические закономерности получения кальциофосфатных материалов и технологические основы их нанесения на титановые имплантаты. При этом:

1. Установлено, что при термической обработке биологической кости при 1000 °С формируется кремний-магний-замещенный оксиапатит, который при охлаждении трансформируется в гидроксилапатит, сохраняет сбалансированный состав естественных микропримесей, поддерживающих стабильность структуры, фазового и химического состава, что обеспечивает лучшие характеристики биопокрытий на титановых имплантатах при любых способах нанесения (электрохимический, плазменный, шликерный).

2. Установлено, что гидроксилапатит и карбонат-замещенный гидроксилапатит могут быть синтезированы в водных растворах Са(К03)2 и (КН4)2НР04 при температуре 40±5 °С, значениях рН 11-12 и представляют собой дисперсный материал, содержащий до 5 % (3-трикальцийфосфата и аморфную фазу. Увеличение содержания карбонат-иона приводит к изменению элементного состава продуктов синтеза: понижению массовой

доли кальция и фосфора с одновременным увеличением массовых долей углерода и кислорода, что сопровождается увеличением его растворимости. Применение в покрытиях синтетического гидроксилапатита, полученного осаждением из раствора, менее эффективно по адгезии покрытий к титану по сравнению с биологическим ГА, полученным из биологической кости.

3. Установлено, что основными критериями качества оксидных и кальцийфосфатных покрытий на титановых имплантатах являются химический состав, макро-, микро-, наноструктура и пористость покрытия, сила его адгезии к подложке, а также морфология и шероховатость поверхности покрытий, что положено в основу балльной оценки эффективности технологий их нанесения.

Наличие нанопор обеспечивает циркуляцию биожидкостей. Если диаметр микропор на поверхности оксидного слоя приближен методом анодно-искрового оксидирования к размеру субъединиц, формирующих микроструктуру костного остеона (-20,6 мкм), то поверхность имплантата проявляет биоактивность. Наличие пор и полупор размером более 160 мкм в кальцийфосфатном покрытии, полученном шликерным методом, обеспечивает наилучшую биоактивность имплантата. Химический состав определяет степень биодеградации покрытия и создание условий для остеоиндукции. Наличие поверхностно-активных центров обеспечивает адгезию полярных молекул, а шероховатости и рельефа - адгезию активных клеток крови, что необходимо для запуска процессов костеобразования. Образование кремнегеля способствует осаждению гидроксилапатита и формированию новой кости, обеспечивающей биологическую фиксацию имплантата (интеграцию имплантата с биологической костью).

4. Установлено, что высокую биосовместимость и биоактивность имеют покрытия на титановых имплантатах, полученные шликерным методом из композиции биостекла и биологического гидроксилапатита.

В зависимости от дисперсности керамической фазы, количества стеклосвязки, технологии нанесения могут быть получены покрытия

толщиной 100-300 мкм. Лучшие результаты по прочности и пористости обеспечиваются при использовании в композиции фракции гидроксилапатита 70-100 мкм. Снижение прочности сцепления покрытия с подложкой наблюдается при увеличении размеров зерен кристаллической фазы и пористости более 35-40 %.

5. Оксидированный титан является биоинертным материалом. Изменение структуры поверхностного оксидного слоя титана за счет увеличения его толщины до 44 мкм, диаметра пор более 20 мкм и включение в его состав оксидов фосфора и кальция обеспечивает приобретение имплантатами остеокондуктивных свойств в системе in vivo, которые у чистого или оксидированного титана отсутствуют, и поддержание роста мезенхимальных клеток in vitro.

Использование ультразвуковой обработки титана до нанесения покрытий электрохимическим и другими методами позволяет придать поверхности металла и покрытия на нем рельеф, способствующий усилению биоактивности, а также повысить адгезию покрытия к титану.

6. Электрохимическое оксидирование титановых имплантатов в водном растворе ортофосфорной кислоты или смеси растворов ортофосфорной и серной кислот, приводит к образованию оксидного покрытия, включающего фосфорсодержащие соединения. С увеличением продолжительности оксидирования происходит увеличение содержания фосфора в покрытии независимо от того, использован ли электролит Н3Р04 или смесь электролитов Н3РО4 и H2SO4.

Обработка титановых имплантатов в смеси кислотного электролита и �