Связь имплантируемого материала с костной тканью развивается через стадию биомиметического формирования биологически активного слоя карбонат-содержащего апатита на поверхности материала. Образование такого слоя инициируется переходом ионов кальция из имплантируемого материала в жидкость (СБФ), моделирующую по своему составу внеклеточную жидкость организма. Такая жидкость обычно близка про составу к плазме крови и содержит фосфат- и карбонат-ионы. В результате изменения произведения ионных активностей апатита в жидкости и при наличии соответствующих центров, происходит биомиметическая кристаллизация апатита на поверхности материала. Биомиметические апатитовые покрытия могут быть сформированы и на инертном, устойчивом к растворению материале, например полимерном. В этом случае материал последовательно погружают в СБФ для создания центров кристаллизации (обычно, СБФ с размещенными в нем гранулами биостекла, содержащего Са и кремнезем) и затем в раствор, пересыщенный по отношению к апатиту для кристаллизации последнего на созданных центрах. Толщина биомиметического слоя возрастает во времени, скорость его формирования увеличивается со степенью пересыщения СБФ. Метод успешно был использован для нанесения покрытий на различные полимерные материалы, в том числе в виде волокон или тканей, из которых могут быть созданы имплантируемые конструкции, например матриксы для клеточных технологий регенерации костных тканей. Конструкции могут быть приданы свойства, близкие к таковым у естественной ткани, в том числе высокое сопротивление разрушению и низкий модуль упругости.

Первоначально, биомиметический метод был применен для формирования апатитовых слоев на биостеклах и биоситаллах, которые сами являются источниками ионов кальция, переходящих в СБФ. Затем метод был распространен на полимерные и металлические материалы. Для последних существует своя специфика формирования покрытия. В работе [352] изучали нанесение покрытия на тантал, который не обладает биоактивностью по отношению к образованию связи с костной тканью. Выдержка Та в СБФ приводит к образованию связей Та-ОН на его поверхности, эффективных для последующего инициирования осаждения апатита, что, однако, требует длительного периода времени (28 суток в описанном эксперименте). Обработка тантала 0,5М раствором NaOH при 600С перед погружением его в СБФ приводила к существенному ускорению процесса, что обусловлено образованием поверхностного слоя гидрогеля танталата натрия. Полагают, что ионы натрия легко переходят из гидрогеля в раствор в результате ионного обмена с Н3О+ в СБФ, процесс сопровождается образованием Та-ОН связей на поверхности и повышением концентрации групп ОН- в растворе. Связи Та-ОН индуцируют нуклеацию апатита, причем процесс ускоряется за счет увеличения произведения ионных активностей. Для повышения механической стабильности, гидрогель может быть подвергнут термической обработке при 3000С на воздухе для перевода его в аморфный танталат натрия и, далее, при 5000С - для его кристаллизации. Однако апатитообразующая способность слоя снижалась с повышением температуры обработки выше 3000С. Предлагается использовать данный процесс для обработки стоматологических и ортопедических материалов и устройств перед их имплантированием.

Метод может быть использован и для обработки других металлов, образующих соли натрия при их обработке щелочью. Проведены эксперименты по биомиметическому формированию ГА-покрытий на чистом титане [353]. Обработку титана в 1, 5 и 10М растворе NaOH проводили в автоклаве при 1300С в течение от 1 до 6 ч, с последующей термообработкой при 6000С на воздухе. Затем образцы обрабатывали в СБФ при физиологической температуре в течение 4 недель. Установлено, что слой диоксида титана, присутствующий изначально на поверхности титана, трансформируется в титанат натрия при гидротермальной обработке. Из СБФ происходит гетерогенное осаждение карбонат-содержащего ГА на отрицательно заряженную поверхность гидротермально-обработанного титана. Растрескивание покрытий снижалось с уменьшением их толщины. Покрытие представляло собой смесь кристаллов ГА и диоксида титана.

Существуют и другие методы нанесения фосфатно-кальциевых покрытий на биологически инертные материалы, которым присущи те или иные недостатки и достоинства. Например, гибким и экономичным является процесс электрофоретического осаждения покрытий. Он может быть реализован для изделий сложной формы, позволяет получать покрытия толщиной от менее 1 мкм до более 100 мкм. Метод может быть реализован следующим образом [354]. Готовят суспензию порошка ГА (0,5 г) в этаноле (100 мл), которую обрабатывают ультразвуком. В ванне с суспензией между металлической подложкой (катодом) и медным анодом создают разность потенциалов 50 В. Процесс продолжается от 2 до 5 мин. Осажденное покрытие необходимо подвергать термической обработке для уплотнения и спекания. При этом возникают проблемы отслаивания покрытия из-за разности температурных коэффициентов расширения с материалом подложки. При обжиге покрытия для спекания может происходить его растрескивание, особенно при осаждении тонкодисперсных порошков ГА.

Покрытия ГА на титановом сплаве с 6%Al с 4%V (катод) получали электролизом в ванне состава 0,168М Са(NO3)2·4H2O и 0,1M NH4H2PO4 при разности потенциалов от 1 до 10 В и температуре от 25 до 650С [355]. Полученные покрытия состава СаНРО4·2Н2О затем обрабатывали в автоклаве при температурах от 110 до 1500С и рН 10-11 для конверсии их в ГА. Кинетика формирования ГА при гидротермальной обработке описана законом Аррениуса с кажущейся энергией активации процесса 94,4 кДж/моль. Получены качественные покрытия со структурой нитевидных кристаллов.

Приведенные примеры иллюстрируют лишь некоторые аспекты многообразия возможных способов получения биосовместимых фосфатно-кальциевых покрытий на биологически инертных материалах для придания им биоактивности. Существует возможность варьирования структуры, морфологии и показателей свойств покрытий в широких пределах в зависимости от конкретных предъявляемых требований к имплантируемому устройству. Следует отметить относительно малое количество известных исследований in vitro и in vivo, результаты которых могли бы в значительной степени определить рациональный выбор технологии.

5. Некоторые аспекты взаимодействия фосфатов кальция с физиологической средой

Костная ткань является динамической системой c непрерывно протекающими и взаимосвязанными процессами ремоделирования, включающими в себя резорбцию минеральной составляющей и остеогенез в результате активности остеобластов, и приспосабливающих структуру и свойства костной ткани к постоянно изменяющимся условиям среды. Материалы из фосфатов кальция в организме претерпевают изменения, подобные происходящим в процессе ремоделирования костной ткани.

При имплантировании в ткани, биологически активные материалы проявляют специфические взаимодействия на поверхности раздела, приводящие к минерализации и образованию соединения материала с тканью. Исследованиями керамических материалов на основе ГА и ТКФ in vitro с использованием модельных жидкостей организма (СБФ) выявлено протекание процессов растворения керамики, осаждения новой минеральной фазы и ионного обмена [356]. Эти процессы сопровождаются адсорбцией биомолекул (протеинов), участвующих в процессе минерализации. Анализ поверхностей раздела кость-керамика выявил, что биомиметическое образование ГА на поверхности имплантата является ключевым фактором образования связи с костной тканью. Установлено, что повышение растворимости имплантируемой керамики способствует ускорению процесса минерализации [357,358]. Плотно спеченная керамика из стехиометрического ГА, характеризующаяся низкой скоростью растворения, лишь ограниченно взаимодействует с физиологической средой, в существенно меньшей степени, чем, например, двухфазная ТКФ-ГА керамика [356].

При взаимодействии биоактивной керамики с физиологической средой организма происходят сложные процессы и взаимодействия (рис. 74). Растворение компонентов керамики в физиологической среде приводит к изменению состава среды, что может влиять на клеточную активность. Ионы и протеины из жидкой среды адсорбируются на поверхности керамики. Эти процессы зависят от морфологии, состава поверхности, ее энергии и заряда. Данные факторы влияют не только на концентрацию адсорбированных протеинов, то также и на их функциональные характеристики. Протеины, в свою очередь, оказывают влияние на адгезию клеток, поэтому селективная адсорбция тех или иных протеинов может существенно изменять поведение клеток.

Характеристики поверхности керамики изменяются в результате химических взаимодействий с жидкой средой (растворение, осаждение, ионный обмен, структурные перестройки). Взаимодействие остеобластов с керамикой осуществляется с участием рецепторов клеточной мембраны, обеспечивающих закрепление (адгезию). Последующие пролиферация и дифференцировка остеобластов приводят к созданию внеклеточного матрикса, который представляет собой кальцифицируемый каркас из коллагеновых волокон, протеинов и полисахаридов. Внеклеточный матрикс обеспечивает фиксацию клеток, на нем происходит осаждение апатитоподобных фосфатно-кальциевых фаз, придающих новообразованию прочность. Физико-химические параметры среды, особенно в непосредственной близости от клетки, могут быть существенно изменены, в частности в отношении концентрации ионов, рН, диффузионных характеристик.

Фактически, последовательность и взаимосвязь процессов, ответственных за образование связи керамики с костной тканью или наращивание костной ткани на керамическом матриксе, весьма сложный, саморегулируемый и не может быть описан простой последовательностью приведенных выше взаимодействий. Важным аспектом всей последовательности взаимодействий является то, что реакции растворения, осаждения и ионного обмена приводят к образованию биологически-эквивалентного апатитового слоя на поверхности керамики. Параллельно происходит адсорбция протеинов и адгезия клеток к поверхности, эти процессы сопровождаются изменением состояния поверхности. Ионы, переходящие в раствор, влияют на клеточную активность, формирование органической фазы и ее минерализацию. Непрерывное изменение состояния поверхности на пути ее превращения в биологически-эквивалентную минеральную фазу, по-видимому, является лимитирующей стадией в протекании взаимосвязанных процессов биоактивного поведения материала [356].

Формирование биологически-эквивалентного апатита может быть смоделировано in vitro в экспериментах с использованием СБФ. Установлено, что использование материалов с высокой растворимостью в СБФ способствует осаждению. Эти результаты были далее подтверждены в экспериментах in vivo по имплантации образцов двухфазной керамики ТКФ-ГА с различным соотношением фаз в периодонтальные дефекты животных. Через 6 месяцев имплантации количество сформировавшегося апатита, имеющего соотношение Са/Р, аналогичное таковому у костной ткани, коррелировало с растворимостью материала имплантата [85]. Из опыта клинической стоматологии известно, что заполнение дефектов плотным стехиометрическим ГА никогда не позволяет достичь полного залечивания дефекта [356]. Более детальные исследования процесса формирования новой костной ткани позволили выявить, что кристаллизация апатита происходит не непосредственно, а через стадии осаждения промежуточных фаз (прекурсоров), имеющих соотношение Са/Р менее 1,67 [359]. Высказывались мнения, что важным фактором биоактивности является наличие карбонат-групп в апатитовой структуре: имплантаты, изготовлены из КГА, должны обладать повышенной биологической активностью.

Резорбция керамики в организме происходит в результате химического растворения и клеточного воздействия. Поскольку биологические жидкости, в общем случае, перенасыщены по отношению к ГА, то ГА-керамика не должна растворяться в них при отсутствии соответствующих условий по кислотности среды. Резорбцию керамики, как и костной ткани в процессе ее ремоделирования, осуществляют остеокласты - клетки, образующиеся из предшественников моноцитарного ряда. Остеокласты плотно прилегают к поверхности керамики, в месте контакта образуется рифленая кайма. Остеокласты могут повышать кислотность (снижение рН до примерно 5) за счет переноса протонов из мембраны [360]. Остеокласты способны вызвать резорбцию даже ГА. Как известно, введение карбонат-групп в ГА снижает устойчивость к резорбции в слабых кислотах, что должно положительно сказываться на биоактивности материала.

Биологическая среда, окружающая имплантируемую керамику, существенно сложнее по составу по сравнению с СБФ, содержит ряд протеинов. Взаимодействие с протеинами является другим ключевым фактором, определяющим биоактивность материала. Процессы биоминерализации включат образование центров кристаллизации и рост кристаллов новой минеральной фазы; эти процессы контролируются степенью пересыщения жидкости и локальными концентрациями ее компонентов. На процессы минерализации значительное влияние оказывают взаимодействия с неколлагеновыми белками, в частности альбумином или фосфопротеином. В среде организма поверхность имплантируемого материала адсорбирует белки плазмы. К адсорбированным белкам затем прикрепляются клетки - остеобласты, синтезирующие коллаген матрикса, который далее подвергается минерализации. Взаимодействие имплантируемого материала с белками зависит от таких факторов, как заряд и шероховатость поверхности материала. Условия для эффективного размещения, миграции и пролиферации остеобластов обеспечиваются только при наличии в имплантируемом материале системы взаимосвязанных пор достаточно большого размера, ориентировочно более 150 мкм [228].

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