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%Alс 4%V(катод) получали электролизом в ванне состава 0,168М Са(NO3)2·4H2Oи 0,1MNH4H2PO4 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 invitroи invivo, 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 cнепрерывно 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 invitroс 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 invitroв экспериментах с использованием СБФ. Установлено, что использование материалов с высокой растворимостью в СБФ способствует осаждению. Эти результаты были далее подтверждены в экспериментах invivoпо 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.