- Главная
- Электромагнетизм Electromagnetism
- Научные журналы
- Монографии и сборники
- Организации
- Научно-техническая продукция и услуги
- Присвоение ISSN
- Авторский указатель
- Люди и время
Тел. +375 17 322 51 42,
e-mail info@science.by
| Название статьи | Возможности и перспективы использования технологий порошковой металлургии, модифицирования поверхности и нанесения защитных покрытий в изделиях медицинской техники |
| ||
| Авторы | А.Ф.Ильющенко, В.В.Савич | |||
| Монография/ сборник | 50 лет порошковой металлургии Беларуси. История, достижения, перспективы | |||
| Количество просмотров | 6466 | |||
Глава 23
ВОЗМОЖНОСТИ И ПЕРСПЕКТИВЫ ИСПОЛЬЗОВАНИЯ ТЕХНОЛОГИЙ ПОРОШКОВОЙ МЕТАЛЛУРГИИ, МОДИФИЦИРОВАНИЯ ПОВЕРХНОСТИ И НАНЕСЕНИЯ ЗАЩИТНЫХ ПОКРЫТИЙ В ИЗДЕЛИЯХ МЕДИЦИНСКОЙ ТЕХНИКИ
А.Ф. ИЛЬЮЩЕНКО, В.В. САВИЧ
Широко используемые с середины ХХ века для лечения различного рода заболеваний в ортопедии, кардиологии, офтальмологии и других направлениях медицины имплантаты, зонды, эндоскопы и другие изделия медицинской техники производятся, как правило, традиционными методами: литьем; всеми видами обработки давлением; обработки материалов резанием [1-5]. Для повышения потребительских свойств изделий (в первую очередь, биосовместимости) используются различные виды финишной обработки поверхности в зависимости от ее назначения – полировка, струйно-абразивная обработка, пассивирование, нанесение покрытий из оксида титана, гидроксиапатита и т.п. [5-12].
В конце ХХ века для производства имплантатов стали использоваться методы порошковой металлургии, в первую очередь для нанесения пористых и биоактивных покрытий из порошков металлов и керамики на ортопедические и дентальные имплантаты [4, 5, 8, 9, 13-20].
Успехи бесцементного эндопротезирования в 70-е годы связаны с массовым применением пористых структур на поверхности имплантата – напыленных или припеченных слоев порошка, волокон, сетки и т.п. (вместо окон в системе Сиваша, Мовшовича или перфорации в системе Флаунгана), что экспериментально подтверждается врастанием – ingrowths в них костных тканей (системы Judet, Harris, Galante, Autophor 900S и др.). Для достижения остеоинтеграции требуется плотный контакт кости с металлической поверхностью и стабильная первичная фиксация [13]. На сегодняшний день бесцементные системы имплантируются больным любого возраста и получают все большее распространение. Имеются отдельные отдаленные положительные результаты бесцементного эндопротезирования до 20 лет без осложнений и ревизий. Однако через 5-7 лет после имплантации ранних бесцементных систем стали наблюдаться случаи отторжения имплантатов вместе с проросшей костной структурой, которая не получала адекватного питания [21]. В этой связи был проведен ряд исследований влияния среднего размера пор, объемной пористости, толщины пористого покрытия и других параметров на остеоинтеграцию имплантата [1,13-18, 22].
Одновременно шли работы по поиску новых способов фиксации, биоактивных материалов, способных вступать в минеральный обмен с костной тканью [8,19, 20], что позволило отказаться в ряде конструкций от идеи врастания и обеспечить, применив микротекстурирование поверхности имплантата, высокую адгезию костных структур и явление прирастания – ongrowths (системы Zweimueller, Spotorno и др.).
1. Пористые структуры в конструкциях имплантатов
В 60-е годы пионеры применения пористых структур в ортопедии – Galante и Harris, а также другие авторы – исследовали различные пористые материалы – кобальт-хром-молибденовые сплавы, полиэтилен, керамику, коррозионно-стойкую сталь, титан. Образцы имплантатов исследовали как целиком пористые, так и в виде напыленных плазменных металлических покрытий. В результате исследований была установлена недостаточная стойкость в биологических средах коррозионно-стойкой стали типа 316L в пористом состоянии [23]. Ускоренной деструкции подвергается в организме и пористый полиэтилен. Керамика обладает слишком высоким модулем упругости, а пористая керамика – недостаточно прочна. По этим причинам в настоящее время в имплантационной технике используется только 2 группы пористых металлов – кобальт-хром-молибденовые сплавы и сплавы титана.
Врастание костных тканей в поры имплантата идет непрерывно, что приводит к образованию в конечном итоге трехмерной решетки, заполняющей полностью или частично объем порового пространства. У разных авторов имеются различные мнения по вопросу, какой же размер пор имплантата является оптимальным. На рисунке 1 представлены зависимости средних и максимальных размеров пор пористых материалов от размеров частиц порошков титана.
Как видно из рисунка 1, на размеры пор имплантата влияет, помимо собственно размеров частиц, их форма. Так, пористые имплантаты из сферических порошков имеют при равном размере частиц большие размеры пор, чем имплантаты из губчатых порошков. Это связано с технологией их получения – сферические порошки формуются, как правило, без приложения давления, а губчатые – прессованием при давлении 56-112 МПа.
Рис. 1. Зависимости средних и максимальных размеров пор от размеров частиц
для пористых материалов из сферических (FF=1,0) и губчатых (FF=0,32) порошков титана
В работе [15] проводились исследования на лабораторных животных, направленные на определение прочности сцепления цилиндрических имплантатов с пористым покрытием из порошка титана разного размера с прилежащими костными тканями. При этом исследовалось и влияние времени пребывания имплантата в организме животного.
На рисунке 2 представлена зависимость прочности на срез титановых пористых имплантатов от размеров пор и срока имплантации [15].
Рис. 2. Зависимость прочности сцепления с костной тканью титановых имплантатов
от среднего размера пор и срока имплантации [15]
Из рисунка 2 видно, что уже через 2-3 месяца прочность на срез достигает максимума в 17-18 МПа, причем в диапазоне размеров пор 100-300 мкм [15]. При больших порах прочность сцепления кости имплантата уменьшается, что связано, по-видимому, с некоторым снижением суммарной площади сечений костных балок, выходящих из устья пор.
Аналогичные исследования под руководством академика НАН Беларуси, д.м.н., проф. А.В. Руцкого были проведены в 1995-1996 годах на кафедре ортопедии и травматологии БелМАПО с использованием пористых имплантатов из несферического порошка титана, изготовленных в ГНУ ИПМ. На рисунке 3 представлена зависимость прочности сцепления указанных имплантатов от среднего размера их пор [9]. Каждый имплантат находился в бедренной кости собак 3 месяца.
Рис. 3. Зависимость прочности на срез от среднего размера пор титановых имплантатов [9]
Как видно из рис. 3, максимум прочности сцепления для образцов пористых титановых имплантатов ГНУ ИПМ [9] оказался выше и достиг 26-27 МПа – почти в 2 раза больше, чем в работе [15]. Объяснение этому факту оказалось довольно простым: в работе [15] исследовались имплантаты из идеально сферического распыленного порошка, а нами – имплантаты из губчатого восстановленного порошка титана. Гистологические исследования титановых пористых имплантатов, проведенные как в БелМАПО, так и специалистами швейцарской фирмы Sulzer Medica [23], позволили установить эффект влияния состояния поверхности пор на процесс врастания – ingrows в них костных тканей.
а х250
б х100
Рис. 4. Остеоинтеграция пористых имплантатов из сферических (а) и губчатых порошков титана.
Стрелками показано отслоение костных тканей от сферической частицы порошка титана.
В случае идеально гладких сферических частиц костные ткани просто заполняют поровое пространство, удерживаясь в нем преимущественно за счет переплетения и заклинивания в гофрированных порах. Только в случае губчатых частиц с шероховатой и микропористой поверхностью костные ткани образуют тесную интимную связь с металлической поверхностью. При этом стоит отметить наличие заметной пленки оксида титана на поверхности частиц восстановленного порошка.
На рисунке 4 представлены фотографии образцов пористых имплантатов из сферических и губчатых порошков титана, проведших 3 месяца в лабораторных животных. Из фотографий хорошо видно, что если к поверхности губчатой частицы костные ткани плотно прирастают, то от гладкой поверхности сферической частицы легко отстают.
Несмотря на различие в типах остеоинтеграции, имплантаты с пористым покрытием из сферического порошка титана продолжают находить применение.
На рисунке 5 приведена фотография шлифа микроструктуры такого имплантата с костными тканями, подтверждающая представленные на рисунке 3 результаты (данные из проспекта фирмы Bio-Vac Inc., США). На рисунке 6 приведена фотография ножки и чашки эндопротеза тазобедренного сустава, выпускаемого фирмой Zimmer (США), а на рисунке 7 – дентальные имплантаты, созданные в ГНПО ПМ НАНБ.
Рис. 5. Врастание костных тканей в пористое покрытие имплантата из сферического порошка титана
(по данным фирмы Bio-Vac Inc., США)
В работах [24, 25] описана традиционная технология порошковой металлургии (прессование, спекание, горячее изостатическое прессование, штамповка порошковых заготовок) для производства имплантатов. В работе [24] приведены примеры получения имплантатов позвонков из порошков титана и тантала. Поверхность титановых имплантатов – гладкая, сами имплантаты – плотные, а поверхность танталовых – шероховатая, имплантаты - пористые. Физические и механические свойства имплантатов приведены в таблице 1 [24].
Авторами работы [26] предложена комбинированная конструкция внутрикостной пластинки. Пористый элемент получен из порошка титана серии ТПП по технологии холодного двустороннего прессования, компактная часть конструкции изготовлена из сплава ВТ1-0. Комбинированную структуру спекали в вакууме. Исследования показали, что вокруг имплантата не только образуется костная ткань, но и активно проникает вглубь него, создавая тем самым биологическую фиксацию имплантата.
Рис. 6. Ножка и чашка эндопротеза тазобедренного сустава, выпускаемого фирмой Zimmer (США)
Рис. 7. Дентальные имплантаты, созданные
в ГНПО ПМ НАНБ
Одним из популярных способов получения пористого покрытия является газотермическое (плазменное или газопламенное высокоскоростное) напыление порошков титана, титановых сплавов на поверхность имплантата [27]. Процесс ведется, как правило, в защитной атмосфере либо в динамическом вакууме.
Таблица 1. Физические и механические свойства имплантатов позвонков [24]
Титановые
Танталовые
Пористость, %
0
80
Размеры пор, мкм
0
520-850
Объем, мл
0,81
1,12
Масса, г
3,13
3,13
Плотность, г/мл
3,86
2,79
Размеры, мм
14?14?7
14?14?8
Для модификации поверхности имплантатов путем нанесения пористых слоев также используется плазменно-искровое спекание [28], которое отечественные авторы более правильно называют электроимпульсное, поскольку процесс ведется при приложении небольшого давления и кратковременного (10-7-10-4 с) импульса тока высокой плотности (105-106 кА/м2). В качестве материала имплантата авторы работы [28] использовали сферический порошок технически чистого титана или титанового сплава Ti-6Al-4V. Режимы процесса спекания приведены в таблице 2.
Авторы работы [30] для получения дентальных имплантатов использовали метод однократного спекания порошка титана. Ими было показано, что, несмотря на применение различных температурных режимов, прочность таких имплантатов мала, поэтому был предложен метод двукратного спекания (данные приведены в таблице 3), который позволил повысить прочностные характеристики пористых образцов более чем в 2 раза без заметного уменьшения пористости и усадки.
Таблица 2. Условия спекания порошков титана и титановых сплавов
методом плазменно-искрового спекания [28]
Температура спекания
Время спекания
Давление спекания
Плотность тока
Напряжение
Вакуум
Образцы диаметром 5 мм и толщиной 10 мм
Ti
600?С
3 мин
30 МПа
1000 А
2-3 В
3-4 Па
Ti-6Al-4V
700?С
3 мин
30 МПа
1000 А
2-3 В
3-4 Па
Образцы диаметром 50 мм и толщиной 1,5 мм
Ti
600?С
10 мин
20 МПа
2000 А
2 В
3-4 Па
Ti-6Al-4V
700?С
10 мин
20 МПа
3000 А
3 В
3-4 Па
В работе [31] описаны ортопедические, дентальные и кардиологические имплантаты с пористым поверхностным слоем, полученным традиционной технологией порошковой металлургии припеканием к компактной основе сферических порошков кобальт-хром-молибденовых сплавов, титановых сплавов, сплавов Pt-Ir.
Таблица 3. Режимы спекания, конечная пористость и предел прочности
при сжатии образцов пористого титана [30]
Режим
спекания
Конечная пористость при первом спекании, %
Второе спекание
Предел прочности, ?в, МПа
Температура, ?С
Конечная пористость, %
1
58
1100
57
73
2
56
1200
52
126
3
56
1300
51
168
4
58
1350
47
184
5
57
1400
51
183
В работе [31] показано, что использование пористых покрытий из различных материалов позволяет надежно фиксировать имплантат в тканях за счет увеличения площади соприкосновения с костными и мягкими тканями. Детали имплантатов, полученные припеканием пористых покрытий имеют в пять и более раз большую площадь поверхности, чем при механической обработке или литье. Такие имплантаты имеют структуру, подобную кости, что позволяет обеспечить прорастание костной ткани в имплантат.
В работе [32] конструкция дентальных имплантатов улучшена за счет нанесения плазменным напылением слоя губчатого порошка титана или порошка гидроксиапатита, который обеспечивает более быструю остеоинтеграцию. Показано, что ортопедические имплантаты с покрытием, имеющим пористую структуру, образованную губчатыми частицами порошка титана с развитой поверхностью имеют наиболее плотный, т.н. интимный контакт с вновь образованными костными клетками.
Для замещения крупных дефектов кости может использоваться естественный ячеистый материал – коралл, также могут использоваться ячеистые керамические материалы на основе оксида алюминия и оксида циркония. Рядом авторов [33, 34, 35] предложено использовать для изготовления имплантатов высокопористый ячеистый материал с различными типами структур, полученный методами порошковой металлургии, так как этот материал в отличие от компактного титана имеет структуру, подобную структуре кости, например, рисунок 8 [33].
В работе [34] показано, что с использованием классических приемов порошковой металлургии можно из порошка одного и того же материала (титана) получать различные пористые структуры материалов для имплантатов (рис. 9).
Рис. 8. Структура титанового ячеистого материала, полученная методом СЭМ. Х55
Рис. 9. Схемы процессов, используемых для получения титановой пены: а – спекание порошка;
b – спекание порошка, имеющего отверстия внутри частиц; с – формирование вторичных пор при помощи
расширения газа или при помощи добавления летучих веществ, посредством которых образуются поры;
d – припекание порошков на сложную основу; е – уплотнение порошка в газовой среде
с последующим расширением захваченных газовых пузырей
В работе [36] приведены параметры пористой структуры ячеистых материалов и возможные области их применения, в том числе и для имплантатов. Данные параметры представлены на рисунке 10 из упомянутой выше работы.
Рис. 10. Параметры пористой структуры ячеистых материалов и области их применения
Специалистами фирмы Zimmer для этих целей была разработана технология производства ячеистых имплантатов из тантала, которая позволяет создать металлическую структуру аналогичную спонгиозной костной ткани (рис. 11) [37]. Данный материал не только по своей структуре, но и по физико-механическим свойствам близок костным тканям, что открывает перед ним определенные перспективы.
Рис. 11. Структура танталового ячеистого материала [37]
Авторы работы [38] также описывают имплантаты, имеющие структуру, сходную со структурой кости – трабекулярную. Имплантат состоит из ячеистого стеклообразного углерода, покрытого посредством напыления в вакууме танталом (99% - тантал и 1% - углерод). Полученные имплантаты имеют пористость 80,9%, размер пор 527±27 мкм, средняя толщина балок 122±6 мкм.
2. Методика исследования фрагментов пористых имплантатов с костными
тканями с использованием сканирующей электронной микроскопии
Проведен ряд исследований влияния среднего размера пор, объемной пористости, толщины пористого покрытия и других параметров на остеоинтеграцию образцов имплантатов [1, 9, 10, 13-18], которая определялась гистологически просвечивающей оптической микроскопией на специально подготовленных препаратах, представляющих собой тонкий срез собственно имплантата, прилежащих и проросших в поры костных тканей, прикрепленных к предметному стеклу [9, 17, 18]. При этом одна из основных технических проблем состоит как раз в получении препарата имплантата, пригодного к гистологическим исследованиям. Типичная процедура трудоемка, длительна и представляет следующие операции [39]. Выпиливание костного фрагмента, содержащего имплантат, отделение мягких тканей и выдержка в течение 8-10 дней в 10% растворе формалина. Затем фиксация под отрицательным давлением (750 мм рт. столба) в эксикаторе в течение 3 суток. Следующий этап – дегидратация путем выдержки костных блоков последовательно в 70%, 80%, 90% и 100% этиловом спирте, после чего - в 100% ацетоне на 3 суток. Полная сушка осуществляется в вакууме в течение 24 часов. Окончательная подготовка блоков заключается в заливке их эпоксидной смолой и выдержке под вакуумом до момента прекращения выделения пузырьков газа. После полной полимеризации смолы (минимум 24 часа) из блоков делают тонкие срезы при помощи алмазной пилы, приклеивают стоматологическим циакриновым клеем к предметному стеклу и полируют абразивными пастами до необходимой толщины (как правило – меньше среднего размера пор). Окраску препаратов делают метиленовым ? голубым ? основным фуксином ? светло-зеленым либо иным реактивом, выделяющим костные клетки - остеоны.
С учетом изложенного выше, изучение образцов пористых имплантатов, пористых деталей имплантатов совместно с вросшими в их поры костными и иными биологическими тканями традиционными и современными методами материаловедения, в первую очередь сканирующей электронной микроскопией (СЭМ), позволит повысить оперативность исследований, обеспечит получение результатов, которые могут в ряде случаев оказать решающее влияние на жизнь пациента. Гистологические исследования при этом помогут дополнительно уточнить диагноз, состояние костных тканей. Но предварительные исследования образцов методами СЭМ позволят сократить объем гистологических исследований, количество трудоемких препаратов, объективнее выбрать область в образце, представящую наибольший объем специфических результатов.
В качестве материала для исследований были выбраны фрагменты пористых вставок (рис. 12) в ножку эндопротеза системы SLPS [9], удаленного в ходе ревизионной операции.
Вставки в ножку получены прессованием и спеканием в вакууме губчатого порошка технически чистого титана марки ТПП. Размеры пор вставок и пористость обеспечены соответствующим размером частиц, давлением прессования и другими технологическими параметрами. Толщина вставок – около 3 мм. Поверхность образцов была исследована методом сканирующей электронной микроскопии, микроструктура - методом металлографического анализа.
Для получения достоверных результатов исследований нами был использован сканирующий электронный микроскоп (СЭМ) высокого разрешения MIRA фирмы TeScan (Чехия) с приставкой микрорентгеноспектрального анализа INCA 350. Особенностью методики исследований в СЭМ было нанесение золотого токопроводящего слоя для получения качественных изображений структуры. Кроме того, методами микрорентгеноспектрального анализа был определен химический состав выявленных компонентов по шлифу образца, на котором представлена и металлическая и неметаллическая составляющая.
а б
Рис. 12. Фрагмент ножки эндопротеза тазобедренного сустава системы SLPS
в области пористой вставки (а) и фрагмент собственно пористой вставки (б)
в ножку, на котором проводились дальнейшие исследования
Результаты исследований представлены на рисунках 13 - 16. Фотографии наружной поверхности вставки при различных увеличениях представлены на рисунке 13 а-г. На рисунке 14 а – показана морфология поверхности излома вставки в обычном режиме, а на рисунке 14 б – в режиме BSE (обратно рассеянных электронов). На рисунке 15 показана морфология поверхности излома вставки в режиме BSE при увеличении 80 (а) и 1300 (б). На рисунке 16 представлены фотографии шлифа пористой вставки: а – исходный; б - г – полученные методом МРСА (съемкой в характеристическом рентгеновском излучении) CaK?(б), PK?(в) и TiK?(г).
На рисунке 13 видны широкие технические возможности использованного СЭМ – увеличение от 32 до 5000 позволяет охватывать при исследованиях в одном поле зрения как довольно крупные объекты размерами 3-5 мм (рис. 13 а), так и наблюдать микронные и субмикронные структурные элементы, такие, например, как остеоны и фрагменты вросших в поры, интегрированных на поверхности отдельных частиц исходного порошка (рис. 13 г). При этом четко можно определить (рис. 13 а, б), что костные ткани заполняют практически весь объем пор вставки из губчатого порошка титана, а также морфология поверхности костной ткани, весьма похожа на поверхность губчатых частиц титана. По-видимому, данный факт и обуславливает лучшую интеграцию пористых имплантатов из губчатых частиц титана в костные ткани по сравнению с аналогичными имплантатами из сферических частиц. На рисунке 13 в, г особенно хорошо видно, как костные фрагменты буквально врастают, внедряются во все микронеровности губчатых частиц порошка титана, причем прочность сцепления клеток с поверхностью частиц порошка, покрытой слоем оксида титана выше, чем прочность собственно костных тканей.
а б
в г
Рис. 13. Морфология наружной поверхности пористой вставки
с фрагментами проросшей костной ткани:
а – х32; б – х300; в – х1500; г – х5000
На рисунке 14, представлено изображение, полученное с поверхности излома пористой вставки, примерно на равном удалении от ее внешней и внутренней сторон, из которого хорошо видно, что и на глубине костные ткани заполняют практически весь объем пор вставки. При этом на рисунке 14 б, полученном в режиме BSE, это особенно хорошо видно из-за повышенного контраста. При таком режиме съемки (BSE) цвет структурных составляющих определяется усредненным атомным номером каждой структурной составляющей. Так органический материал имеет темно-серый цвет, а губчатый титан светло-серый (почти белый). Такой режим съемки позволяет точно диагностировать присутствие костной ткани в губчатом титане.
а б
Рис. 14. Морфология поверхности излома пористой вставки с фрагментами проросшей костной ткани:
а - в обычном режиме, б – в режиме BSE. Х100
Из рисунка 15 хорошо видно, что режим BSE одинаково полезен как при исследовании больших фрагментов пористых имплантатов (а), так и мелких деталей на поверхности металлического каркаса, костных тканей (б). Так в первом случае, четче можно идентифицировать металлическую и органическую фазы, имеющие при малом увеличении подобный рельеф. Во втором - можно четче фиксировать отдельные элементы тканей – остеоны фибриллы и т.п.
а б
Рис. 15. Морфология поверхности излома в режиме BSE при увеличении 80 (а) и 1300 (б)
Использование метода МРСА и исследование с его помощью стандартного для пористых порошковых материалов шлифа позволяет четко устанавливать распределении химических элементов в плоскости шлифа и на некоторую глубину. Так из фотографий (рис. 16) хорошо видно, что Ca и P – основные неорганические компоненты костных тканей – занимают практически весь объем пор вставки (рис. 16 б, в), а металлическая компонента - это практически чистый титан (рис. 16 г). Определить это на исходной фотографии (без съемки в характеристическом рентгеновском излучении) шлифа практически невозможно и потребует проведения длительной и трудоемкой процедуры, описанной выше.
Исследования показали, что пористый фрагмент ортопедического имплантата, выполненный из губчатого порошка титана и имеющий параметры структуры пористость – 40-46% и средние размеры пор 150-200 мкм, являющийся составной частью ножки эндопротеза тазобедренного сустава модели SLPS, располагающийся в области большого вертела полностью заполняется костными тканями, визуально представляющими губчатое вещество. Это обеспечивает стабильную фиксацию ножки эндопротеза и длительное функционирование конструкции. Как на внешней стороне, так и на внутренней, и во всем объеме пористого фрагмента наблюдаются костные ткани близкой морфологии. Метод СЭМ, особенно в режиме BSE (обратно рассеянных электронов), позволяет четко идентифицировать поверхность губчатой частицы порошка титана и поверхность разрыва костных тканей, образованную в результате удаления ножки эндопротеза из тела пациента. При этом морфология поверхности губчатых частиц порошка титана и поверхности костных тканей весьма подобны. Это предопределяет преимущество пористых имплантатов из губчатых частиц титана перед аналогичными имплантатами из сферических частиц титана. Метод МРСА позволяет при съемке в характеристическом рентгеновском излучении, по ионам Ca и P идентифицировать объем и расположение костных тканей в пористом имплантате.
а б
в г
Рис. 16. Микроструктура шлифа пористой вставки: а – исходный; б – г - полученные съемкой
в характеристическом рентгеновском излучении CaK?(б), PK?(в) и TiK?(г)
3. Имплантаты из порошковых материалов
с повышенным комплексом свойств
Одна из главных проблем, касающаяся применения металлических имплантатов в ортопедической хирургии – несоответствие модуля упругости кости и имплантата. Модуль Юнга металлических материалов в 10-20 раз выше, чем у костной ткани, что замедляет реконструкцию и заживление костной ткани. Одним из способов смягчить проблему является снижение модуля упругости имплантата. Для решения проблемы авторы [40] предлагают использовать титановый сплав с повышенным содержанием азота, который при пористости 29% имеет модуль упругости сходный с модулем упругости кости – около 20 ГПа.
На рисунке 17 а представлена структура данного материала, а на рисунке 17 б – зависимость модуля Юнга от пористости нового титанового сплава [40].
а
б
Рис. 17. Структура (а) пористого материала из порошка титана с повышенным содержанием азота, имеющего при пористости 29% значения модуля Юнга, близкие к костным тканям и зависимость модуля Юнга от пористости и режимов изготовления материалов из порошка титана с повышенным содержанием азота (б) [40]
Авторы работы [41] исследовали влияние различного содержания Nb, Ta и Zr в имплантатах из титанового сплава Ti-Nb-Ta-Zr, полученных методом порошковой металлургии на модуль упругости. Варьируя содержанием легирующих элементов в порошковой шихте на основе титана авторам удалось добиться выдающегося результата – плотные (пористость до 0,3-0,5%) образцы состава Ti-30Nb-10Ta-5Zr имеет наиболее низкий модуль упругости не только по сравнению с известными титановыми сплавами, но и другими металлическими материалами – 66,9 ГПа. Особенностью технологии является использование мелкого (средний размер частиц – 40 мкм) исходного порошка, холодное изостатическое формование образцов и спекание в вакууме.
В литературе появляются сведения о композиционных порошковых материалах на основе гидроксиапатита с добавками порошков титана, соединений системы (Ti, Si, Ca, Zr)-(C, N, O) [42-44].
Сотрудниками МИСИС (Москва) разработана технология получения методами СВС мишеней на основе гидроксиапатита с добавками соединений системы (Ti, Si, Ca, Zr)-(C, N, O) и нанесения методами вакуумного распыления покрытий на имплантаты [42]. По данным авторов указанной работы, ими разработаны новые классы многослойных биосовместимых покрытий. Покрытия имеют высокий уровень физико-механических свойств (твердость до 40-45 ГПа, износо- и коррозионную стойкость в агрессивных биологических средах), прочность, низкий коэффициент трения (узлы трения эндопротезов суставов), долговечность, стойкость к окислению и коррозии. Так, коэффициент трения составляет 0,19-0,22, упругое восстановление 75 %, износостойкость – до 9,5 мм3/Н·м.
Специалистами ИПМ и ИОНХ НАНБ совместно разработаны технологии синтеза композиционного порошка гидроксилапатита и его напыления на имплантаты. Порошок гидроксиапатита размером 0,5-45 мкм конгломерирован с частицами (-оксида алюминия размерами 10-15 мкм. Разработка защищена патентом РБ, а материал прошел все необходимые испытания и разрешен к применению в имплантологии. Введение (-оксида алюминия позволило на 30-50% повысить как прочность самого покрытия, так и его адгезию к поверхности титанового имплантата. Кроме того, дополнительно возросла и биоактивность за счет сохранения стехиометрического состава гидроксиапатита в напыленном покрытии. Из данного композициононого порошка можно получать прессованием и спеканием блоки композиционного материала для замещения крупных костных дефектов. В настоящее время активно ведутся работы по изменению структуры и состава композиционных материалов за счет введения и других керамических инертных добавок - ZrO2, TiO2 и им подобных, которые обеспечивают сохранение жесткого трехмерного каркаса имплантата (покрытия на имплантате) после резорбции гидроксиапатита [43].
Авторы [44] получали образцы композиционного материала совместным размолом – смешиванием порошка волластонитовой апатитсодержащей керамики (средний размер частиц 2,4 мкм) с порошком технически чистого титана в планетарной шаровой мельнице в течение 4-х часов, компактированием полученной шихты при давлении 450 МПа и спеканием при 1200 °С в аргоне в течение 2-х часов. Полученный композит при погружении в имитирующую биологическую среду жидкость уже через 7 дней покрыт трехмерной пленкой апатита, служащей основой для нарастания нативной костной ткани и успешного закрепления имплантата из такого композита в костных структурах.
4. Технология горячего изостатического прессования
Технология горячего изостатического прессования - HIP (hot isostatic pressing) используется для получения высокоплотных и прочных заготовок керамических головок эндопротезов тазобедренного сустава, заготовок металлических деталей ортопедических и дентальных имплантатов из сплавов новых поколений – безникелевых аустенитных сталей с повышенным содержанием азота, титановых сплавов, не содержащих ванадий и др.
Примеры применения технологии HIP приведены в работах [31, 45-47]: металлические медицинские имплантаты с улучшенным соединением биосовместимого покрытия и улучшенным качеством литья за счет исключения пористости (кобальт-хромовые имплантаты коленного и бедренного суставов) (рис. 18), керамические имплантаты (сферические головки эндопротезов тазобедренного сустава (рис. 19) и компоненты эндопротезов коленного сустава на основе оксида алюминия) (рис. 20).
Источники [48-50] описывают имплантаты из никель-титанового сплава, полученные технологией HIP. В последнее время большое внимание стало уделяться так называемой «никелевой проблеме» [51] – возрастанию с 1965 по 1995 г. чувствительности к никелю от 9 до 25% женщин и от 1 до 10% мужчин. Помимо аллергии, известно и канцерогенное влияние никеля. Директивой Европейского союза 94/27/ЕС (1994 г.) в сплавах, используемых в производстве имплантатов, концентрация никеля не должна превышать 0,05%. Данное жесткое требование основано на вполне достоверной статистике целого спектра заболеваний, вызванных применением имплантатов и зубных протезов из стали 316L.
Рис. 18. Кобальт-хром-молибденовые
имплантаты коленного и бедренного суставов
Рис. 19. Сферические головки эндопротезов
тазобедренного сустава
Рис. 20. Компонент эндопротезов коленного сустава на основе оксида алюминия
5. Технология инжекционного формования в производстве имплантатов
Технология инжекционного формования металлических порошков - MIM (metal powder injection molding) позволила освоить массовый выпуск недорогих деталей имплантатов нового поколения - корпуса искусственных клапанов сердца, детали «брэкет»-систем коррекции зубов, режущих элементов и захватов эндоскопов и т.п., имеющих сложную форму и точные размеры [52, 53].
Рис. 21. «Брэкет»-система коррекции зубов, детали которой получены технологией МIМ
Авторы работы [54] описывают порошковые материалы, пригодные для производства компонентов медицинских имплантатов, в том числе методом MIM. Перечень материалов, используемых для медицинских имплантатов приведен в таблице 4.
Таблица 4. Порошковые материалы, используемые для получения медицинских имплантатов методом MIM
Материал
Применение имплантатов
316L
Кости, пластины, винты, скобы, штифты, гвозди
Стенты
Co-28Cr-6Mo
Имплантаты для замещения суставов: бедра, колена, локтевого сустава, плечевого сустава, лодыжки и пальцев
Пластинки, винты, скобы и прутки для остеосинтеза
Сердечные клапана
Беспримесный Ti
Пластинки, винты, скобы и прутки для остеосинтеза
Сердечные клапана и оболочки для сердечных ритмоводителей
Ti-6Al-4V
Имплантаты для замещения суставов: бедра, колена, локтевого сустава, плечевого сустава, лодыжки и пальцев
Беспримесный Ta
Проволока, фольга, лист, скрепки, скобы и сетка
Электроды
В работе [52] показано, что механические свойства деталей имплантатов, полученных методом MIM, не только не хуже, чем полученных традиционными процессами порошковой металлургии или даже полученных литьем либо ковкой, но, в ряде случаев и превосходит их, что подтверждают данные таблицы 5. Высокий уровень механических свойств изделий, полученных методом MIM, открывает широкие перспективы перед этой технологией в производстве имплантатов, инструментов и других изделий медицинской техники.
Таблица 5. Свойства образцов материалов, полученных различными методами [52]
Материал, обозначение по ASTM
Вид технологии
Прочность на растяжение
Предел текучести
Удлинение, %
Сужение, %
МПа
ksi
МПа
ksi
316L
MIM
Литье
Ковка
515
>480
>490
75
>70
>71
170
>205
>190
25
>30
>28
50
>30
>40
Нет
50
-
Co28Cr6Mo
MIM
Литье
Ковка
1000
>655
>900
145
>95
>130
520
>450
>520
75
>65
>75
40
>8
>20
515
>480
>490
Ti
MIM
Литье
575
>550
84
>80
500
>480
73
>70
16
>15
Нет
>25
Ti6Al4V
MIM
Литье
Ковка
910
>860
>930
132
>125
>135
800
>760
>860
116
>110
>125
11
>8
>10
Нет
>14
>25
Так, технология MIM применяется для производства дентальных и ортопедических имплантатов из порошка титана и титановых сплавов [53], искусственных клапанов сердца [54] (рис. 22). Технология MIM используется также для производства микродеталей и целостных микросистем из одного и нескольких материалов, собираемых из двух-трех и более сформованных деталей в объединенном процессе спекания [55].
Рис. 22. Детали для искусственных клапанов сердца, полученные MIM из порошка титана
Появились в последнее время сведения, что метод MIM успешно применяется и для получения крупных деталей имплантатов, испытывающих в процессе своей эксплуатации значительные механические циклические нагрузки – ножек эндопротезов тазобедренного сустава из порошка стали 316L [56], канюлированных (полых) винтов для скрепления переломов шейки бедра из Ti6Al7Nb [57]. Это убедительно свидетельствует о том, что циклическая прочность образцов, полученных методом MIM, сопоставима по своим значениям с прочностью кованных образцов и значительно превосходит циклическую прочность традиционных порошковых деталей.
6. Технология селективного лазерного спекания
в производстве имплантатов
Технология SLS (selective laser sintering) применяется в последнее время все более широко для получения индивидуальных имплантатов, обладающих достаточной механической прочностью, биосовместимостью и замещающих значительные фрагменты костей черепа, челюсти, таза и т.п. [58-61]. В качестве исходных порошков – используются металлы (титан, коррозионно-стойкая сталь), биоактивная и бионертная керамика (гидроксиапатит, трикальцийфосфат, оксид циркония и т.п.), полимеры, а также композиции указанных металлов и керамики с полимерным либо другим легкоплавким связующим. Объектами процесса SLS являются, как правило, имплантаты для замещения средних и крупных дефектов костей таза, черепа, нижней челюсти и т.п., имеющих сложную трехмерную индивидуальную форму. Однако есть работы, в которых технология SLS используется для получения дентальных имплантатов, правда из композиционных материалов, пористых и т.п., получить которые традиционными методами затруднительно либо невозможно [62, 63]. Авторы работы [62] предлагают способ изготовления медицинских имплантатов из биосовместимых материалов методом селективного лазерного спекания, отличающийся тем, что с целью повышения биосовместимости в исходную смесь порошков никеля и титана добавляют гидроксиапатит (-акрилат). Технология лазерного синтеза объемных изделий позволяет вести скоростное изготовление из порошковых материалов точных биосовместимых пористых медицинских имплантатов [48]. В работе [58] технология селективного лазерного спекания применяется для производства бедренных протезов и протезов суставов пальцев.
На рисунке 23 приведена схема процесса SLS, разработанная специалистами ИТА (Витебск) совместно со специалистами ГНУ ИПМ [64]. Особенностью отечественной технологии является фиксированное (и расфокусированное определенным образом) положение луча лазера, использование вибрации для подачи мелкодисперсного луча в зону спекания, а также одностороннее перемещение платформы с деталью вниз по направлению луча. Кроме того, процесс SLS удалось реализовать при ограниченной подаче защитного газа (аргона) и даже без него. На рисунке 24 представлен внешний вид и микроструктура полученных данным методом из губчатого порошка титана экспериментальных образцов дентальных имплантатов.
Рис. 23. Схема процесса SLS, разработанная специалистами ИТА и ГНУ ИПМ
Рис. 24. Внешний вид и микроструктура полученных ИПМ и ИТА НАНБ экспериментальных
образцов дентальных имплантатов из губчатого порошка титана методом SLS
7. Наноматериалы
Собственно наноматериалы известны и применяются для производства имплантатов, биоактивных покрытий на них довольно давно. Речь идет о синтетическом гидроксиапатите, частицы которого, в зависимости от способа получения, имеют средние размеры от 5-20 до 200-300 нм [65].
Разработан оригинальный метод лечения раковых заболеваний с использованием суспензии биоинертных наночастиц, на которые «привиты» антитела, биоактивные молекулы и лекарственные препараты [66]. За счет действия комплекса факторов при инъекции данной суспензии в область опухоли, ее частицы постепенно проникают в клетки и оказывают лечебное воздействие. Дополнительным фактором может явиться инфракрасное облучение пораженной области, которое приведет к разогреву частиц и термическому воздействию на раковые клетки. Ранее подобную методику лечения раковых заболеваний с использованием суспензии ферромагнитных наночастиц и генератора электромагнитного излучения разработали специалисты клиники Charite (Берлин).
С использованием нанотехнологий разработан образец имплантируемого сенсора-дозатора лекарственных препаратов [66]. Он выполнен в виде 100 и более наноемкостей с препаратом, которые сверху перекрыты клапанами. При изменении, например, содержания сахара в крови, сенсор дает команду на открытие определенного числа дозаторов и препарат, поступая в кровь, оказывает терапевтическое воздействие. При восстановлении уровня сахара до нормы сенсор вновь перекрывает выходы дозаторов. Такой чип уже имеется в коммерческой продаже.
Интересное техническое решение найдено специалистами фирмы Bio-Gate GmbH (Германия). Ими разработана технология производства наночастиц серебра размерами 50-100 нм, агрегаты которых (размеры 5-10 мкм), при введении в полимеры, придают им стойкие антимикробные свойства [67]. Специалистами фирмы уже разработаны композиции наносеребра с керамиками, ситаллами, испытываются образцы имплантатов и катетеров из композиционных материалов, содержащих наночастицы серебра.
Имеются сведения об использовании наночастиц магнетита (Fe3O4) размерами 4 нм, наночастиц рутила (TiO2) для повышения контрастности и разрешения при тонких исследованиях (рентгенологических, томографических, микросокпичесикх и т.п.), а также об эффекте прямой диффузии через кожу наночастиц титана размерами около 40 нм [68], что открывает широкие перспективы для их использования в медицинской технике.
Применение ультратонких порошков металлов, керамики или композиционных материалов в сочетании с различными видами глубокой пластической деформации позволяет получать высокопрочные имплантаты [69]. Фирмой Synmatix Corp. (США) производится аналог известного аппарата Илизарова, детали которого получены по описанной технологии и имеют 1,5 кратный запас прочности по сравнению с аналогом.
8. Влияние состояния поверхности титановых имплантатов
на их взаимодействие с биологическими тканями и жидкостями
Успех имплантации в большой степени зависит от характера и степени взаимодействия живых биологических тканей и жидкостей с материалом имплантата, которое осуществляется по его поверхности. Например, для кардиологических имплантатов, контактирующих постоянно с потоком крови (стентов, ИКС), необходима гемосовместимость и тромборезистентность, минимальное взаимодействие с компонентами крови, а для ортопедических (эндопротезы суставов, пластины для остеосинтеза) и дентальных – максимальное скорое взаимодействие, обеспечивающее наиболее высокую силу сцепления (адгезии) имплантата с костной тканью. Стабильная остеоинтеграция зависит как от параметров макроструктуры, так и от химического и фазового состава поверхности [70]. При других значениях этих же параметров поверхности имплантата с нею уже может быть интегрирована не твердая костная ткань, а мягкая и эластичная соединительная (мышечная), что позволяет один и тот же биосовместимый материал, например титан, использовать, при соответствующих видах обработки его поверхности, для получения имплантатов различного назначения.
8.1. Влияние макроструктуры поверхности
Поиск новых способов фиксации имплантатов в костных тканях, применение микротекстурирования поверхности имплантата [7, 11] позволили еще в 80-е годы ХХ века отказаться в ряде конструкций от идеи врастания в пористые покрытия или фрагменты и обеспечить высокую адгезию костных структур и явление прирастания тканей к текстурированной поверхности имплантата - ongrows (системы Zweimueller, Spotorno и др.).
Макроструктура поверхности имплантатов, под которой понимаются геометрические параметры неровностей; физическое состояние, в первую очередь – величина свободной поверхностной энергии, наличие и величина зарядов; химический состав; механическое состояние; значительно влияет как на прикрепление, так и на силу сцепления с тканями организма. Эта сила определяется как произведение критических сдвиговых напряжений на границе раздела (при которых происходит отрыв имплантата от тканей) на площадь контакта имплантата с тканями, на которой действуют эти критические сдвиговые напряжения. Поэтому выдерживаемая имплантатом в процессе его эксплуатации нагрузка пропорциональна площади. Из этого следует, что гладкая поверхность имплантатов с меньшей площадью контакта с тканями имеет меньшую адгезионную прочность, чем при структурированной определенным образом или пористой поверхности. Эти данные были подтверждены экспериментами на лабораторных животных при имплантации модельных имплантатов - цилиндров из титанового сплава с различной шероховатостью поверхности в бедренные кости животных [70]. После пребывания имплантатов в организме они извлекались совместно с прилежащими участками бедерной кости животного. Затем измерялось усилие, с которым металлический имплантат отделялся от костного фрагмента, а затем – рассчитывалось напряжение. Результаты эксперимента приведены на рисунке 25 [70].
С увеличением параметра шероховатости сила сцепления имплантата с костью увеличивается. Усилие отрыва имплантата от кости увеличивается также и из-за увеличения площади контакта за счет поперечных отверстий на цилиндрических поверхностях имплантатов, что впервые было отмечено еще К.М. Сивашом [71] и впоследствии было использовано в конструкциях пористых имплантатов Judet, Harris, Galante и др. Костным тканям требуется значительное (до 3-6 месяцев) количество времени для заполнения пор имплантата и прорастания в них, посредством чего получается надежное механическое закрепление имплантата в костных тканях (интеграция). Это требование к имплантатам подтверждено в ряде более поздних исследований [72-75].
Пониманию эффекта влияния шероховатости и текстуры на адгезию имплантата в костных тканях способствовал анализ механизма влияния профиля резьбы, сделанный А.С.Смирновым в работе [76]. Исследовались цилиндрические винтовые модельные образцы имплантатов с пятью вариантами профиля резьбы: с прямоугольной; с трапецеидальной; с упорной резьбой; с угловой резьбой; с круглой резьбой [76]. Модуль Юнга для титана и губчатой кости, по данным работы [76], составлял соответственно 103 и 1,3 ГПа, коэффициент Пуассона – 0,3 для обоих материалов. На верхнюю грань имплантата подавалась нагрузка 1 Н/мм2. Костная ткань вокруг апикальной части имплантата фиксировалась по всем степеням свободы. Результаты исследования оценивались по величине критерия текучести Мизеса. Если критерий Мизеса меньше или равен пределу текучести при сжатии или растяжении, определенному при экспериментальном одноосном сжатии или растяжении исследуемого материала, то нагрузки, возникающие в этом материале, могут считаться допустимыми и безопасными.
Рис. 25. Влияние шероховатости поверхности имплантатов на напряжение их отрыва
от костного фрагмента [70]
Те участки костной ткани, где определяется наименьший компонент напряжения Мизеса, находятся в наиболее благоприятном состоянии относительно приложенной силы. Все модели показали схожее глобальное распределение напряжений. Значения напряжений в кости колебались от 10-3 до 10-5 МПа. Максимум напряжения в костной ткани возник у апикальной части и на первом витке резьбы имплантатов. Врастающая костная ткань, испытывающая нагрузки растяжения или сжатия, подвергается ремоделированию. Понятно, что проявление этого феномена будет увеличиваться при оптимизации передачи нагрузок. Как показано на рисунках 26 и 27, профиль резьбы может оказывать существенное влияние на этот процесс. В областях, где костная ткань не подвергается нагрузке, не будет механического напряжения (или оно будет незначительным) и, как следствие, декальцификация костной ткани будет происходить одновременно с образованием мягких тканей. Закон Вольфа гласит, что кость – это живая ткань, способная к ответу на ее биомеханическое нагружение. Определенное количество нагрузки необходимо для предотвращения атрофии кости, и в то же время повышенная нагрузка будет приводить к патологической резорбции костной ткани. Следовательно, профиль резьбы имплантата должен быть таким, чтобы максимальные напряжения в прилежащей костной ткани не вызывали ее перегрузки, а зоны, незадействованные в распределении нагрузок, были как можно меньше по площади. Отсюда делается вывод в работе [76] о том, что оптимальным является имплантат со скругленной формой резьбы, который наиболее равномерно распределяет нагрузку по всей поверхности.
С точки зрения применяемого механизма, прорастание кости в поры поверхности имеет положительное влияние. Механизм действия показан на рисунке 28 [70]. Поперечная нагрузка, которая возникает на границе раздела кость-имплантат при функциональных нагрузках, снижается (механизм действия сходен с механизмом действия винта). Нагрузка на границе раздела вызывается осевой нагрузкой, перпендикулярной к наклонной плоскости, и небольшой поперечной нагрузкой, действующей на наклонную плоскость.
Рис. 26. Неблагоприятная структура поверхности
рождает участки депрессии в прилежащих тканях
Рис. 27. Влияние профиля поверхности имплантата на распределение нагрузки (схема)
Рис. 28. Изменение модуля Юнга на границе раздела кость-имплантат с гладкой и пористой
поверхностью имплантата соответственно [70]
Постепенное изменение модуля Юнга от кости к имплантату (рис. 28) за счет переходной зоны в пористом покрытии позволяет избежать возникновения расслаивающих напряжений. Кроме того, в дополнение к улучшению закрепления имплантата, снижение жесткости в этой области обеспечивает равномерное распределение нагрузки и стимуляцию формирования новой костной ткани.
8.2. Влияние состава поверхности на адсорбцию клеток
В последнее время для оценки и прогнозирования интеграции имплантатов в ткани организма используются методики исследования количества и скорости адсорбции (захвата) соответствующих клеток на их поверхности [70, 77, 78]. Для изучения влияния состава поверхности имплантата на адсорбцию клеток в работе [77] были подготовлены образцы, на которых были культивированы фибробласты, из технически чистого титана (cpTi), сплавов TiTa30 и TiAl6V4, подвергнутые механической обработке для получения одинаковой шероховатости поверхности. Дополнительно для оценки морфологии адсорбированных клеток определялся фактор их формы Sf измерением их площади А, длины замкнутой кривой их периметра С и расчетом по следующей формуле:
(1)
Для круглых клеток значение фактора формы равно нулю. Клетки продолговатой или вытянутой формы имеют более высокое значение Sf и, по утверждению авторов работы [77], наивысшую адгезию к подложке. Образование продолговатой или вытянутой формы клеток имеет место при потреблении метаболической энергии. Ухудшение метаболизма клеток из-за токсичности элементов сплава влияет на морфологию клеток и, поэтому, влияет на силу адгезии. Фибробласты, которые становятся округлыми по форме, имеют более низкую жизнеспособность и силу адгезии к поверхности, к которой прикреплены. После инкубации в течение 2 дней фактор формы был практически одинаковым для образцов всех материалов, однако на 14-й день разница стала весьма заметной (рис. 29) [77].
Рис. 29. Фактор формы фибробластов на образцах, выполненных из различных материалов
Клетки, выросшие на образцах из технически чистого титана и сплава TiTa30 имели фактор формы 1,76 и 1,58 соответственно (рис. 30), в то время как для клеток на образцах из TiAl6V4 фактор формы составлял только 0,93 (рис. 31). Причиной такого угнетающего влияния на клетки фибробластов могут быть локально расположенные ионы ванадия, выход которых на поверхность ускоряется после 14 дней культивации образцов в биологической среде [77].
Рис. 30. Фибробласт на образце TiTa30 после
14-ти дней культивирования [77]
Рис. 31. Фибробласт на образце TiAl6V4 после
14-ти дней культивирования [77]
8.3. Влияние вида, состава и происхождения оксидного слоя
на поверхности титана на его поведение в организме
Даже в пассивированной области общая коррозия совмещается с выходом ионов, который может вызывать нежелательные взаимодействия с организмом. Выход ионов может быть минимизирован изменением состава поверхности, например за счет нанесения поверхностного слоя из TiN. Так в работе [79] показано, что выход ионов Co и Сr в CoCr сплаве с таким покрытием уменьшается и вместе с тем увеличивается точечный потенциал до 1,16 В, который для образцов без покрытия составляет 0,83 В. В аналогичных исследованиях для уменьшения выхода ионов из сплава TiAl6V4 на поверхность был нанесен слой TiO2, который имеет большую плотность и лучшую стехиометрию, чем слой TiN. Слой оксида титана в данной работе был получен отжигом в течение 45 мин при 400 °С. Для данного покрытия выход ионов снижается по сравнению с образцами, не прошедшими термообработку.
Образцы из технически чистого титана после термообработки имеют более низкий коэффициент коррозии [80]. Оксид титана может быть нанесен также золь-гель методом. На рис. 32 приведена схема такого процесса.
Рис. 32. Схема процесса осаждения TiO2 золь-гель методом
После погружения в смесь органических веществ титановые образцы нагревали с CH3COCH3 при 120-150 °С для получения геля. После отжига при 600 °С было получено плотное покрытие из TiO2, имеющее высокую силу адгезии с поверхностью.
В работе [81] исследовалось влияние фазового состава слоя оксида титана (рутил и анатаз) на образцах из технически чистого титана и методов их получения на морфологию, размер, структуру покрытия и адгезию апатита, осажденного химическим способом из пересыщенного раствора CaPO4. Слой оксида титана был нанесен на образцы различными методами: термообработкой на воздухе при 750 °С; выдержкой в растворе H2O2. После нанесения первичного слоя оксида титана образцы подвергались дополнительной обработке: погружению в смесь желатина и порошка рутила; погружению в смесь желатина и порошка анатаза с последующей сушкой и спеканием в течение 30 минут при 750 °С. Затем для осаждения апатита образцы из каждой группы были помещены в пересыщенный раствор CaPO4 и выдержаны при 37 °С 2 недели. В результате получена устойчивая закономерность: процент площади поверхности покрытой апатитом выше на анатазе по сравнению с рутилом. Но покрытие рутила, полученное выдержкой в растворе H2O2, имеет наиболее высокую адгезию к подложке. Таким образом, формирование оксидного слоя - рутила для имплантатов предпочтительно, хотя авторы работы [81] делают вывод, что предпочтительным является анатаз, что, на наш взгляд, вряд ли будет иметь решающее значение из-за того, что процесс интеграции имплантата в организм более сложен, тонок и многомерен, чем элементарное осаждение апатита из пересыщенного раствора.
В работе [82] исследовалась кинетика роста гидроксиапатита (ГА) на поверхности рутила, полученного на поверхности титановых образцов термическим оксидированием (600 °С, 30 минут). Отмечено, что после термообработки следы абразивной обработки пластин Тi исчезли, а шероховатость поверхности уменьшилась с Ra 0,17 мм до Ra 0,06 мм. После обработки оксидированных пластин в растворе Ca(OH)2, их поверхностный слой содержал Са и состоял из небольшого количества СаСО3 и СаTiO3 и (ОН-) групп. После термической обработки в растворе Ca(OH)2 и выдержки в растворе CaPO4 в течение 24 часов покрытие, сформированное на подложке, можно было увидеть невооруженным глазом. После 7 дней выдержки – покрытие содержало мелкие и плотные кристаллы, а рельеф поверхности стал вогнуто-выпуклым. Компоненты покрытия – основа ГА, а также небольшое количество трикальцийфосфата и октакальцийфосфата. Термическое оксидирование увеличивает реакционную способность оксида титана в кальций-, фосфорсодержащих растворах вследствие роста шероховатости поверхности, поверхностной энергии и количества поверхностных гидроксил групп. После обработки раствором Ca(OH)2 на титане формируется поверхность, содержащая ионы Са и имеющая повышенную энергию активации, достаточную для образования ядер ГА на титановой поверхности. Поэтому данный вид обработки ускоряет интеграцию имплантата в костные ткани по сравнению с традиционным химическим оксидированием.
Рис. 33. Блок-схема технологического комплекса для нанесения АМДО-покрытий [83]: 1 - ванна очистки
(обезжиривания) перед нанесением покрытий; 2 - водоохлаждаемая электролитная ванна для нанесения
покрытий; 3 - источник технологического тока (трансформаторный, конденсаторный, тиристорный)
для реализации анодного, анодно-катодного, катодного и/или смешанного режимов; 4 - ванна промывки в воде; 5 - сушильный шкаф для сушки готовой продукции; 6 - система перемешивания раствора электролита в ванне;
7 - система деминерализации воды (используется только на стадии заполнения и корректировки
электролитной ванны для нанесения покрытий); 8 - вытяжная вентиляция; 9 - ограждение
В работе [83] для увеличения толщины окисной пленки использовался метод анодного микродугового оксидирования (АМДО). Схема АМДО приведена на рис. 33.
При этом целенаправленно формировались пористые покрытия в растворе H2SO4. Размер пор покрытия увеличивался с увеличением прикладываемого напряжения от 100 до 180 В при постоянной концентрации H2SO4 0,5, 1,0 и 2,0 М и при увеличении концентрации от 0,5 до 2,0 М при постоянном напряжении 100, 150 и 180 В. Исследования способности формирования апатита на образцах, обработанных данным методом, в бесклеточной модельной органической жидкости показали, что наилучшей является поверхность, подвергаемая АМДО при напряжении 180 В в 2,0 М растворе H2SO4. Полученный таким образом слой рутила на поверхности титана обладает высокой способностью формировать апатит.
В работе [84] проведены аналогичные исследования формирования апатита на титановых образцах, которые подвергались АМДО для формирования пористых покрытий. Исследования показали, что у образцов, подвергнутых АМДО в растворах CH3COOH и H3PO4, отсутствует способность формировать апатит, в то время как образцы, подвергавшиеся оксидированию в растворах H2SO4 и Na2SO4, показывают хорошую способность к формированию апатита в модельной органической жидкости. Однако объяснения данному эффекту в работе не дано.
В работе [85] приведены результаты исследования механизма формирования апатита на титане в модельной органической жидкости. Исследуемые образцы были подвергнуты АМДО в 1 М растворе H2SO4 при напряжении 150 В при комнатной температуре. При погружении в модельную органическую жидкость на образце формируется аморфный титанат и фосфат кальция. Формирование титаната кальция вызвано Ti-OH- группами, которые имеют отрицательный заряд и взаимодействуют с ионами Ca в жидкости. Аморфный титанат кальция имеет положительный заряд, поэтому, взаимодействуя с фосфат-ионами, в жидкости формируется аморфный фосфат кальция, который, в конечном счете, кристаллизуется в остеоподобный апатит.
В работе [86] исследовалось влияние параметров АМДО на поверхностные характеристики и структуру окисной пленки, получаемой на титановых имплантатах. Пленка, сформированная с использованием смеси бета-глицерофосфата натрия и ацетата кальция, имела поры 1-2 мкм диаметром, среднюю шероховатость 0,6 – 1,5 мкм. С ростом напряжения или концентрации кальция степень кристалличности оксида увеличивалась, а с увеличением концентрации бета-глицерофосфата натрия кристалличность уменьшалась. Шероховатость поверхности, кристалличность оксида и состав поверхности зависят от напряжения, плотности тока и концентрации электролита.
В работе [87] титановые образцы были подвергнуты АМДО в растворе H3PO4 при постоянной плотности тока 70 А/м2. Рентгеновская дифракция и энергетическая дисперсионная спектроскопия показали, что окисная пленка состояла из смеси анатаза и аморфного оксида с включениями фосфора. Степень кристалличности оксида увеличивается с увеличением напряжения, но снижается с уменьшением концентрации электролита. Концентрация фосфора также увеличивается с увеличением концентрации электролита и напряжения.
В работе [88] исследованы имплантаты следующих типов: полированные, шероховатые и анодно-оксидированные с последующей гидротермальной обработкой. Лабораторным животным (кроликам) в бедренные кости были установлены данные имплантаты и выдержаны 4, 8 и 16 недель. Граница кость-имплантат на извлеченных образцах была исследована при помощи светового микроскопа и СЭМ. Показано, что ретикулообразная кость быстрее всего образуется на 8 неделе для имплантатов, подвергнутых АМДО с последующей гидротермальной обработкой. Поэтому можно сделать выводы, что такая обработка может ускорить перенос материала губчатой кости на ранней стадии имплантации, что усилит восстановление кости на имплантируемом участке и сократит время реабилитации.
В работе [89] оксидный слой был получен при помощи термического оксидирования, АМДО и золь-гель методом на технически чистом титане и сплаве Ti6Al4V. Полученные при помощи термического оксидирования окисные пленки состояли из оксида титана в форме рутила. После АМДО структура окисной пленки представляла смесь аморфной фазы и анатаза. Структура покрытия, полученного золь-гель методом зависит от температуры и содержит аморфную фазу, анатаз и рутил. Коррозионная стойкость резко увеличивается при толщине слоя 100 нм и более независима от метода оксидирования. Однако объяснений данному явлению в этой работе нет.
В работе [90] для получения оксидной пленки на титановых имплантатах использовался метод АМДО (в качестве электролита использовался 0,03-0,04 М раствор бета-глицерофосфата натрия и 0,2-0,3 М раствор ацетата кальция) с последующей гидротермальной обработкой. В качестве контрольных образцов для изучения реакции костной ткани использовались полированные образцы и образцы, подвергнутые струйно-абразивной обработке. Имплантаты были установлены кроликам в бедренные кости и выдержаны 4, 8 и 16 недель. Результаты исследований извлеченных срезов показали, что содержание Ca и P на поверхности, подвергнутой гидротермальной обработке, значительно больше, чем на поверхности полированных образцов. Отсюда можно сделать выводы, что АМДО с последующей гидротермальной обработкой вызывает более активное осаждение ГА на поверхности, чем у образцов только с АМДО, что способствует формированию губчатой костной ткани и переносу ее к пластинчатой костной ткани при имплантации.
В работе [91] были проведены исследования коррозионной стойкости и выхода ионов из образцов технически чистого титана с различной шероховатостью поверхности: гладкие; после механической обработки с двумя различными параметрами шероховатости; макрошероховатой поверхностью. Каждая группа содержала 3 категории образцов с различной обработкой: нативно окисленные образцы, термически оксидированные (400 °С, 45 мин), термически оксидированные (700 °С, 45 мин). Исследования показали, что оксидирование при 400 °С улучшает коррозионную стойкость и резко снижает выход ионов. Коррозионная стойкость снижалась с увеличением шероховатости. По сравнению с образцами, подвергнутыми механической обработке и образцами с макрошероховатостью, образцы с микрошероховатостью обладали лучшей коррозионной стойкостью и более низким коэффициентом выхода ионов. Можно предположить, что термическое оксидирование, старение поверхности значительно увеличивают сопротивление коррозии и уменьшают выход ионов, улучшают структурную однородность и способность формировать компактную защитную пленку, эффективность которой растет при увеличении толщины.
В работе [92] исследовано in vivo поведение титановых имплантатов с тремя различными видами обработки: образцы с гладкой поверхностью; шероховатой поверхностью, полученной плазменным напылением; образцы, подвергнутые щелочной и термической обработке после плазменного напыления. Исследования образцов, после их извлечения через 4 недели из лабораторных животных (собак), показали, что сила отрыва костных тканей от образцов с гладкой поверхностью, шероховатой поверхностью и после щелочной и термической обработки была соответственно 235, 710 и 823 Н.
В работе [93] для увеличения толщины оксидного слоя использовался метод ионно-плазменной обработки. Потенциодинамические поляризационные измерения показали улучшение коррозионной стойкости. Гистоморфометрические исследования на лабораторных животных (кроликах) показали, что все имплантаты контактировали с костной тканью и костная ткань частично прорастала в них в течение 4 недель, однако значительной разницы по сравнению с механически обработанными имплантатами не наблюдалось. Результаты показали, что, несмотря на улучшение коррозионной стойкости in vitro, окисный слой, полученный при помощи метода ионно-плазменной обработки, не влияет на ранней стадии на формирование костной ткани вокруг имплантата in vivo.
В работе [94] для получения на поверхности титана окисной пленки, содержащей Ca и P, был использован метод АМДО в новом электролите – смеси растворов глицерофосфата кальция и ацетата кальция. Окисная пленка обогащена Ca и P по всей толщине без микротрещин (рис. 15.34 и 15.35). Для получения соответствующих поверхностных свойств окисной пленки, оптимальные условия – концентрация электролита 0,02 М глицерофосфата кальция и 0,15 М ацетата кальция, плотность тока и конечное напряжение разряда 70 мА/м2 и 350 В. Окисная пленка, сформированная при данных условиях имела шероховатость Ra 0,98 мкм, толщину 5-7 мкм, связана с подложкой и коэффициент Ca/P около 1,67. Можно ожидать, что такое покрытие обладает улучшенным комплексом свойств по сравнению с АМДО в стандартных растворах.
Рис. 34. Морфология пленки, нанесенной анодным оксидированием на титановую подложку
при плотности тока 70 А/м2, напряжении 340 В: а – 0,02 М глицерофосфата кальци