Время схватывания зависело от соотношения твердой и жидкой фаз, в общем снижаясь с повышением содержания первой, а также от количества натриевой соли. Использование раствора соли привело к повышению прочности цемента на 400% по сравнению с цементом, затворенным водой. Максимальное значение прочности составило 154 МПа (500 мМ соли в растворе, подпрессовка давлением 50 МПа) при его пористости 19%. Паста обладала великолепной инжектируемостью (отношение массы инжектированной пасты к исходной ее массе) при экструдировании из шприца с иглой для подкожных инъекций (игла 1,1 мм х 30 мм, внутренний диаметр отверстия 800 мкм) со скоростью 200 мм/мин при приложении усилия 300 Н. Важно, что при комнатной температуре паста сохранялась жидкой в течение более 1 ч, а при физиологической температуре она схватывалась в течение нескольких минут.

Аналогичный подход был применен и к брушитовым цементам системы ?-ТКФ - МКФМ [308]. Предварительно подпрессованный под давлением 10 МПа цемент после схватывания и твердения в течение 24 ч во влажной среде имел прочность до 55 МПа, что значительно превосходит известные данные для брушитовых цементов.

Важной "эксплуатационной" характеристикой цементов является их способность сохранять свои свойства в течение длительного периода времени. В работе [313] изучали старение смесей наполнителя брушитовой вяжущей системы ?-ТКФ - МКФМ при хранении при комнатной температуре. Механическая смесь компонентов при 220С и относительной влажности 60% взаимодействовала с образованием ДКФ (монетит) в течение нескольких дней по механизму растворения/осаждения, происходящей в результате конденсации влаги на поверхности частиц. Замедлить взаимодействие компонентов данной системы удалось использованием осушенной атмосферы и введением твердых добавок трехнатриевого цитрата. Введение лимонной кислоты также эффективно тормозит взаимодействие, но одновременно снижает скорость схватывания цемента.

Таким образом, описанные результаты исследований приводят к выводу о высокой перспективности фосфатно-кальциевых цементов для применения в пластике костных тканей и в стоматологии, поскольку цементные материалы легко могут формоваться in situ, дозировано инжектироваться в место дефекта с использованием обычных шприцев, время их схватывания и твердения может регулироваться в широких пределах, они характеризуются высокой прочностью и легко регулируемой кинетикой резорбции (соотношением фаз ДКФД и ОГА). Цементная технология позволяет получать как относительно плотные, так и высокопористые материалы, пригодные для специфических применений, например для систем доставки лекарственных препаратов в организм.

Многочисленные исследования поведения фосфатно-кальциевых цементов in vivo продемонстрировали их высокую биологическую совместимость. В качестве примера можно отметить следующие результаты. Имплантирование цементных образцов системы ?-ТКФ - МКФМ - сульфат Са в эпифиз берцовой кости кролика показало, что через 16 суток имплантирования цемент замещался новой костью с механическими свойствами, не уступающими таковым у исходной костной ткани [314]. Образцы цемента в системе ?-ТКФ - ДКФ - СаСО3 - ОГА имплантировали в трабекулярную часть кости козла. Во времени происходила резорбция цемента остеокластами с образованием новой костной ткани на поверхности материала без потери целостности связи кость - цемент [315]. Не обнаружено каких-либо отрицательных реакций (воспалительных, токсических и др.) со стороны организма при имплантировании цементов системы ?-ТКФ - ДКФД - ОГА в берцовую кость и в мышечную ткань собак [316]. Можно привести много результатов исследований с аналогичными результатами. Применение цементов уже переведено в клиническую стадию. Например, в работе [317] описаны результаты клинических испытаний цемента Biopex (Mitsubishi Materials, Япония) системы ?-ТКФ - ДКФД - ТеКФ для залечивания повреждений дистального отдела лучевой кости пациентов, больных остеопорозом. Залечивание перелома происходило в течение (в среднем) 3,5 недель, введение цемента в перелом существенно ускоряло процесс остеогенеза.

Существуют определенные перспективы для применения фосфатно-кальциевых цементов не только в костной хирургии и ортопедии, но также и в стоматологии, например для защиты пульпы или выстилки полостей. Возможно, цементы могут быть использованы для временной фиксации металлических корневых имплантатов. Однако их применение в качестве несущих нагрузку материалов ограничивается хрупкостью, низкими по сравнению с акрилатными материалами прочностью и сопротивлением усталостному разрушению.

Перспективными направлениями исследований в области фосфатно-кальциевых цементов являются создание технологии макропористых материалов для повышения остеокондуктивных качеств при сохранении требуемой прочности, регулирование резорбируемости макропористых матриксов для клеточных технологий реконструкции костных дефектов и создание по цементной технологии новых систем доставки лекарственных препаратов. В области технологии целесообразно изучение новых реакционно-твердеющих систем, для которых не требуется проведение предварительного синтеза ортофосфатов кальция, что позволило бы снизить стоимость продукции.

4.5 Покрытия

Покрытия на основе гидроксиапатита весьма эффективны для обеспечения остеоинтеграции металлических имплантатов с костными тканями [318-320]. Титановые имплантаты с такими покрытиями используются в стоматологии и ортопедии. Покрытие должно обладать развитой системой отрытых, взаимосвязанных пор достаточного размера (предпочтительно более 150 мкм) для обеспечения биологических потоков, необходимых для процесса остеоинтеграции. Важной проблемой является долговременная устойчивость покрытия к резорбции, которая зависит не только от адгезионной прочности, но и от фазового состава и степени кристалличности структуры [321-323]. Резорбция может приводить к образованию дебриса, закупорке кровеносных капилляров и некрозам [109]. Повысить сопротивление биорезорбции позволяет введение фтора в состав ГА-покрытия, поскольку фторгидроксиапатит имеет существенно более низкое значение произведения растворимостей в водных солевых растворах, чем ГА [109].

В качестве материалов для стоматологических и ортопедических имплантатов используют нержавеющую сталь, сплавы на основе кобальта, титан и его сплавы [324-326]. Последние, возможно, наиболее перспективны, обладая такими качествами, как биосовместимость, коррозионная стойкость, относительно низкий модуль упругости и высокая усталостная прочность. К недостаткам титановых сплавов можно отнести относительно низкие износостойкость и сдвиговую прочность. Физико-химические аспекты взаимодействия титана и его сплавов со средой организма были подробно рассмотрены А.В.Карловым и В.П.Шаховым [11].

Существуют разнообразные методы нанесения ГА-покрытий на металлические, в том числе титановые имплантаты: магнетронное распыление, совместное электронно-лучевое испарение CaO и термическое испарение P2O5 [323], ионно-стимулированное осаждение [327,328], осаждение методом лазерной абляции [329], химическое осаждение из паровой фазы, электрофоретическое осаждение, золь-гель, биомиметические методы. Основным, нашедшим коммерческое применение методом формирования ГА-покрытий является плазменное напыление, несмотря на такие недостатки формируемого этим методом покрытия, как невысокая прочность адгезии к подложке, неоднородность морфологии, кристалличности и фазового состава.

Плазменное напыление

Степень сцепления плазменного покрытия с подложкой зависит от многих технологических параметров: шероховатость поверхности подложки, температура плазменной струи и подложки, дисперсность порошка и дистанция напыления. Как показано в работе [330], важнейшим фактором является дисперсность порошка, при этом максимальная прочность сцепления гидроксиапатитового покрытия достигается при размере частиц напыляемого порошка ГА 40-70 мкм. Степень развития удельной поверхности в плазменном покрытии может быть на порядок величины больше, чем у исходного порошка, при этом пористость покрытия может изменяться от 5-10 до 50-60%. В структуре покрытий обычно содержатся как макропоры размером до 350 мкм, так и микропоры диаметром меньше 3 мкм. Важно отметить, что пористая структура покрытия, формируемая методом плазменного напыления, способствует эффективному прорастанию костной ткани в поры имплантанта.

Однако известно, что покрытия биоактивных порошков, напыленные непосредственно на основу из титана, могут терять связь с основой, в то время как связь покрытия с костной тканью остается достаточно устойчивой [325]. Одним из способов надежного улучшения прочности адгезии покрытия к титановой основе является использование переходных слоев, обеспечивающих плавный переход свойств от материала покрытия к материалу подложки [325]. В работе [326] описан запатентованный способ получения надежного покрытия ГА, характеризующегося прочностью адгезии 18-20 МПа. Суть метода состоит в том, что авторы используют три промежуточных слоя: 1-й слой - пористый титан, дисперсность 3-10 мкм, 2-й слой - пористый титан, дисперсность 50-100 мкм, и 3-й слой - пористая композиция титановые частицы с ГА (60%Ti, 40%ГА). Создание дополнительной разветвленной поверхности приводит к наиболее прочному закреплению на ней частичек плазменно-напыленного ГА. Для повышения однородности и пористости покрытия предложена технология активации ультразвуковых вибраций подложки в процессе напыления [326].

При плазменном напылении исходного порошка ГА происходит изменение его фазового состава и кристалличности. Например, в работе [331] обнаружено образование вторичных фаз: ТКФ и других ортофосфатов, при напылении высокозакристаллизованного порошка ГА. Рефлексы дифрактограмм материала покрытия значительно уширены по сравнению с таковыми для исходного порошка, что указывает на аморфизацию материала покрытия в процессе его напыления. Сравнительные исследования кинетики растворения покрытия непосредственно после напыления и после дополнительной термической обработки продемонстрировали значительно более высокую скорость растворения исходного покрытия, что обусловлено большей растворимостью аморфизированной и вторичных ортофосфатных фаз. Аморфизация апатита в плазменно-напыленном покрытии была отмечена также и в работе [332]. Аморфизация происходит преимущественно в области интерфейса покрытия с подложкой, аморфная фаза расположена по границам кристаллических зерен. Аморфизацию считают основной причиной снижения адгезионной прочности покрытия с подложкой при физиологических условиях.

В работе [333] исследован процесс, основанный на получении градиентного покрытия ГА на титане в результате сочетания ионно-стимулированного осаждения и последующего плазменного напыления. На рис. 63 приведен эскиз экспериментального имплантата, изготовленного из титана. Предложена технология нанесения покрытий ГА, включающая две стадии:

1) формирование переходного слоя методом ионно-стимулированного роста в вакууме,

2) последующее наращивание слоя биокерамики методом плазменного напыления на воздухе.

На первой стадии вакуумным радиочастотным ионно-стимулированным распылением мишени на подложке формировался переходный слой ГА толщиной от 0,2 до 7 мкм с высокой адгезией (слой 2 на рис. 63). Это достигалось нанесением ГА в условиях меняющейся во времени интенсивности ионной бомбардировки. Ионная бомбардировка была реализована путем подачи на подложкодержатель ВЧ-мощности и постоянного отрицательного напряжения смещения (асимметричный емкостной разряд). Данная технология впервые была разработана и исследована для получения высоко текстурированных пленок диоксида циркония, стабилизированного иттрием, с высокой адгезией [334].

Нанесение переходного слоя ГА производилось с использованием мишени специальной конструкции. Керамические мишени большой площади, как правило, быстро разрушаются в процессе эксплуатации при нанесении пленок с большой скоростью. Это происходит вследствие градиента температуры по толщине мишени, так как мишень с одной стороны разогревается ионной бомбардировкой, а с другой охлаждается водой. Поэтому была использована мишень, собранная из таблеток спеченного при 12500 С ГА или керамики, полученной обжигом при той же температуре смеси ГА с 1 или 10 масс.% ФА. Таблетки имели диаметр 20 мм и толщину 6 мм. Их не приклеивали к мишенедержателю, как это обычно делается, а укладывали на металлическую фольгу, чтобы уменьшить тепловой контакт. Совокупность этих условий обеспечивала пониженный температурный градиент. Перед нанесением покрытия титановые подложки подвергались пероксидно-аммиачной отмывке. Распыление мишеней производилось в вакуумной камере при рабочем давлении 1 Па. Соотношение газов аргон/кислород было 10/1. Вначале осуществлялось предварительное распыление мишени “под заслонку”. Нанесение покрытия начиналось с ионного травления подложек подачей смещения -300 В. Затем открывалась заслонка и напряжение смещения на подложке плавно уменьшалось. На рис. 64 приведена диаграмма изменения ВЧ напряжения на подложке в процессе роста пленки. Процесс ионного травления подложки постепенно сменялся процессом роста пленки в условиях плавно уменьшающейся ионной бомбардировки. Таким образом, обеспечивали условия для взаимной диффузии материалов напыляемой пленки с подложкой с образованием переходного слоя, что и способствовало высокой адгезии формируемого покрытия. Кроме того, такая динамика смещения на подложке приводила к образованию аксиальной текстуры пленки с ориентацией (001). Конечное смещение на подложке показано на рис. 64 горизонтальной линией. Ранее было установлено, что оптимальным для получения плотных пленок является не нулевое значение конечного смещения. Для покрытий различного состава оно находится в пределах -40 -120 В [334, 335]; при этом покрытия имеют выраженную аксиальную текстуру и более высокую плотность, чем без ионной стимуляции. Поэтому на начальной стадии процесса покрытия получали в условиях ионной бомбардировки, следовательно, они были плотными. Постепенно ионная бомбардировка уменьшалась до нуля, при этом плотность уменьшалась. При отжиге, из-за малой плотности, с поверхности покрытия образуются поры, но не на всю глубину. Отжиг проводили на воздухе при 800OC в течении 5 минут при проведении второго цикла - плазменного напыления. После отжига переходный слой от подложки к пленке не растрескивался. На второй стадии процесса на полученный подслой газовым плазмотроном наносилось покрытие требуемой толщины и химического состава.

Страницы: 1, 2, 3, 4, 5, 6, 7, 8, 9, 10, 11, 12, 13, 14, 15, 16, 17, 18, 19, 20, 21, 22, 23, 24