Приложение давления при формовании монодисперсных укладок гранул влияет на пористость. На рис. 51 и рис. 52 показана зависимость открытой пористости спеченных образцов от давления прессования и их микроструктура. Снижение пористости с увеличением давления обусловлено как деформацией сырых гранул, так и уплотнением их упаковки.

На рис. 53 приведена зависимость прочности при растяжении спеченных образцов от содержания открытых пор. Прочность резко снижается с увеличением пористости. Обычно для описания зависимости прочности от пористости используют соотношением Рышкевича: ? = ?0 exp (-qР) (64), где ?0 - прочность материала без пор, q = 7-8, либо показательную зависимость ? = ?0(1 - Р)m (65), где m = 3-10 для керамических материалов [241,242]. Оценки по этим соотношениям показывают, что при содержании пор примерно 30 об.% прочность снижается в 8-12 раз по сравнению с прочностью материала без пор. Это указывает на непротиворечивость сделанных оценок прочности, учитывая экспериментальные данные по прочности при растяжении гидроксиапатитовой керамики [21].

Таким образом, разработан способ изготовления керамики, содержащей тонкие внутригранульные и относительно крупные взаимопроникающие межгранульные поры, основанный на изготовлении и спекании заготовок из сферических гранул ГА/биополимер. Очевидным недостатком таких матриксов является низкая их прочность, менее 1 МПа при растяжении при пористости около 60%.

Совместно с МНИОИ им П.А. Герцена проведены их испытания in vitro на модели фибробластов человека и in vivo на животных, изготовлены композиты керамический матрикс - мезенхимальные стволовые клетки, которые имплантированы животным (крысам) для изучения регенерации костной ткани in vivo на модели дефекта теменной кости крысы. В результате проведенных исследований установлена высокая биосовместимость и биоактивность ГА- матриксов; доказана регенерация костной ткани животных при имплантировании матриксов с культивированными в них мезенхимальными стволовыми клетками, отмечена упорядоченность и интегрированность структур в области закрытия дефекта при использовании разработанных биокомпозитов.

Было выполнено исследование (совестно с Университетом Мио, Япония) по степени иммобилизации антибиотиков в пористые керамические матриксы [243]. Материалы пропитывали тремя различными антибиотиками: изепамицин сульфат (isepamicin sulphate) - аминоглюкосидный антибиотик, ванкомицин гидрохлорид (vancomycin hydrochloride) - глюкопептидный антибиотик и фломоксеф натрия (flomoxef sodium) - цепемовый (cephem) антибиотик. Минимальная необходимая концентрация для подавления активности стафилококка составляет 0,4 мкг/мл для изепамицина или 0,2 мкг/мл - для цепемового антибиотика.

Матриксы помещали в емкость миксера, заполненную растворами антибиотиков концентрации 100 мг/мл. С помощью форвакуумного насоса в емкости создавали разрежение 500 мм рт. ст. и выдерживали образцы в течение 10 мин. Для оценки степени иммобилизации рассчитывали отношение разности масс образцов после и до пропитки к массе исходных образцов.

Установлено, что степень иммобилизации антибиотиков возрастает с повышением пористости образцов. Максимально достигнутая степень пропитки составила 46?5 % по массе. Степень пропитки показана на диаграмме рис. 54. Экспериментами in vitro доказана пролонгированность до 40 суток фармокинетики выделения лекарственных препаратов из матриксов, что может быть использовано в терапии остеомиелитов. Исследованиями in vivo продемонстрирована превосходная биоактивность матриксов при имплантировании в берцовую кость кроликов (рис. 55).

Для регулирования биологического поведения пористой керамики, поверхность пор может быть покрыта слоем трехкальциевого фосфата. Для этой цели исходные заготовки керамики пропитывают раствором двузамещенного фосфата аммония с последующей термообработкой при температуре 900 0С [244].

Большое значение для процесса остеоинтеграции имеет форма пор. В работе [21] было отмечена возможность получения методом выгорающих добавок канальных пор цилиндрической формы диаметром до 500 мкм и длиной более 5 мм.

Пористая керамика может быть получена при физиологической температуре, минуя стадию спекания [28]. Прочность такого материала может рассматриваться как некоторый нижний ее предел. Процесс получения материала моделирует формирование ГА в организме, в условиях in vivo. Исследовали образцы кальций-дефицитного гидроксиапатита (КДГА) и карбонат замещенного гидроксиапатита (КА), полученных в соответствие со следующими реакциями:

6СаНРО4 + 3Са4(РО4)2О = 2Са9НРО4(РО4)5ОН + Н2О (66)

(5/8)NaHCO3 + 2CaHPO4 + 2Ca4(PO4)2O

= 1,067Ca9,375Na0,586(PO4)5,375(CO3)0,586(OH)1,961 +5/16(H2O) (67)

Синтезированный порошок прессовали под давлением 70 МПа и выдерживали во влажной среде при 38 0С. Объемное содержание пор в материалах было 27-39 %. Получены следующие средние значения прочности материалов: при растяжении - 12-18 МПа для КДГА и 9-14 МПа для КА; при сжатии - 83-172 для КДГА и 57-80 для КА. Различие свойств материалов объяснено особенностями формирования их микроструктуры при физиологических температурах. Уровень прочности высок, несмотря на значительное содержание пор, форма и концентрация которых существенно влияют на механические свойства [241].

Пористая керамика, хотя и обладает достаточной прочностью на сжатие (2-100 МПа), но имеет предел прочности при изгибе 2-11 МПа, что в два-три раза меньше необходимых значений, причем, с увеличением пористости прочность материала резко снижается (рис. 56) [21]. В работах [245-247] исследовано влияние пористости на прочность при сжатии и модуль Юнга спеченной при 1100 0С керамики на основе ГА и ТКФ. Установлено, что прочность и модуль Е снижаются с увеличением содержания пор Р, согласно соотношениям ln = 6,4 - 3,9P для ГА и ln = 6,6 - 6,2P для ТКФ, и ln Е = 4,6 - 4,0P для ГА. Экстраполированные значения прочности и модуля упругости при нулевой пористости равны, соответственно, 70 МПа и 9,2 ГПа - для ГА, и 135 МПа и 21 ГПа - для ТКФ. Приведенные значения прочности ГА существенно ниже, чем данные из других источников.

Прочность постепенно увеличивается, когда кость прорастает во внутрь сети пор имплантанта. По данным [51], прочность при изгибе для пористого имплантанта, заполненного на 50-60 % костной тканью, составляет 40-60 МПа.

Зависимость трещиностойкости ГА керамики от размера зерна немонотонная, имеется максимум, соответствующий размеру зерна керамики около 0,4 мкм [248]. Максимальное значение прочности и трещиностойкости керамики, спеченной с введением Na3PO4, составляют, соответственно, 135 МПа и 1,25 МПам1/2. Добавка фосфата натрия приводит к росту зерна и снижению трещиностойкости до 0,95 МПам1/2.

Пористую керамику с улучшенными прочностными свойствами можно изготовить с применением волокон. Волокнистый пористый материал, как известно, показывает повышенную прочность благодаря сцеплению (соединению) волокон, изменению траектории трещин и вытягивания волокон. Кроме того, волоконный ГА каркас может быть укреплён ГА - полимерным биодеградирующим костным веществом. Существует много работ по изготовлению волокнистой, пористой кальций-фосфатной керамики. Волокнистая пористая структура может быть приготовлена несколькими способами [21,249-250]:

- спекание ?-ТКФ волокон, с последующим преобразованием в пористый каркас ГА путём обработки в расплавах солей;

- спекание нитевидных кристаллов ГА или преобразование ?-ТКФ при гидротермальных условиях;

- динамическое уплотнение ОКФ и ?-кальций метафосфатных волокон.

К сожалению, механические свойства не достигают требуемого уровня в любом случае.

4.3 Композиционные материалы

Применение ГА керамики в качестве материала для имплантатов, несущих механические нагрузки, часто невозможно из-за недостаточности прочностных характеристик и трещиностойкости. Поскольку естественная костная ткань является композиционным материалом, состоящим из ГА, коллагена и других белков, то значительные перспективы для повышения механических свойств ГА-керамики, предназначенной для изготовления костных имплантатов, имеет принцип формирования композиционных структур. Введением соответствующих добавок в керамику можно улучшить механические характеристики, но при этом должны сохраняться ее биологические свойства и, в первую очередь, биосовместимость с тканью живого организма.

Композиционные материалы содержащие ГА могут быть подразделены на две основные группы [181]:

· Керамика, армированная дисперсными частицами, дискретными и непрерывными волокнами [251-254];

· Наполненные дисперсными частицами керамики биосовместимые полимеры [255-263].

Для упрочнения оксидных керамик в них вводят дисперсные частицы частично стабилизированного диоксида циркония (ZrO2 (Y2O3)), претерпевающего полиморфное превращение из тетрагональной в моноклинную модификацию под действием механических напряжений. В работах [251,252] изучали взаимодействие ГА с ZrO2 и определяли прочность на изгиб и тещиностойкость при различном соотношении ГА и ZrO2 (Y2O3). Было установлено, что прочность на изгиб и трещиностойкость возрастают с увеличением количества ZrO2. Материалы, содержащие 50 % ZrO2 и обожженные при 1400 0С, показали значения прочности на изгиб, в два-три раза превышающие прочность ГА без добавок. Однако использование диоксида циркония для упрочнения ГА керамики, как показано, ограничено из-за стабилизации диоксида циркония кальцием из ГА при температуре спекания [251]. Возможности армирования ГА-матрицы неорганическими волокнами, например Al2O3 или SiC, также лимитированы рассогласованием коэффициентов термического расширения матрицы и волокна, приводящего к образованию растягивающих напряжений в матрице, которые снижают прочность. В [181] показана возможность повышения прочности в 2 раза и трещиностойкости в 6 раз горячепрессованной ГА-керамики в результате ее армирования дискретными металлическими волокнами (нержавеющая сталь, сплав хастеллой), вводимыми в керамическую матрицу в количестве до 20 об.%. Полученные композиционные материалы имеют прочность до 224 МПа, трещиностойкость 6,0-7,4 МПаm1/2 и модуль нормальной упругости до 142 ГПа. Однако, для керамико-металлических имплантатов характерна коррозия и негативные реакции с тканями.

Один из наиболее интересных подходов для повышения прочности и уменьшения хрупкости ГА керамики - изготовление композитов ГА - полимер.

В работах [256,261] разработаны композиционные материалы на основе полиэтилена. С увеличением содержания до 40% ГА в композите модуль Юнга увеличивается, и находится на уровне 1-8 ГПа, что близко к таковому у естественной кости. Однако полиэтилен является биоинертным материалом и уменьшает способность срастания имплантата с костной тканью.

Известны работы [255,264-266], направленные на изучение композитов ГА - коллаген, которые по составу схожи с естественной костью. Композиты могут быть изготовлены посредством смешивания порошка ГА с раствором коллагена и последующим затвердеванием смеси под УФ - излучением или прессованием смеси ГА-коллаген при температуре 40 0С и давлении 200 МПа. Однако полученные материалы имеют низкие прочностные характеристики, например прочность при растяжении равна 6,5 МПа, а модуль Юнга 2 ГПа. Биомиметический подход к получению композитов ГА-коллаген основан на осаждении кристаллов ГА из растворов СБФ (simulated body fluids), повторяющих состав межтканевой жидкости, на волокна коллагена. При этом получается пористый материал с энергией разрушения 510 Дж/м2 [21]. Прочностные свойства большинства композитов ГА-коллаген неудовлетворительны. В то же время эти материал показывают более высокую биоактивность, нежели гидроксиапатит и коллаген в раздельности. Используя коллаген, можно создавать материалы с контролируемой резорбируемостью. Коллаген (желатин) часто используют как материал - носитель лекарственных средств пролонгированного действия [21].

Возможен также альтернативный подход, основанный на введении полимера в керамическую матрицу. Это позволило бы создать материалы с непрерывным керамическим каркасом. Механические свойства таких керамико-полимерных материалов в значительной степени должны отличаться от свойств полимерно-керамических материалов.

В работах [267-268] приведены результаты по формированию микроструктуры композиционных материалов ГА-полимер при вакуумной пропитке керамики водными растворами некоторых полимеров и механическим свойствам композитов. Способ приготовления основан на инфильтрации раствора полимера (желатин и поливиниловый спирт (ПВС)) в пористую керамическую матрицу с последующей сушкой композиции.

В качестве исходных материалов использовали тонкодисперсный порошок ГА с соотношением Ca/P = 1,67, удельной поверхностью по БЕТ 5,5 м2/г и размером агломератов менее 1 мкм, полученный осаждением аммиаком из водных растворов двузамещенного фосфата аммония и хлорида кальция. В работе также использовали следующие материалы: желатин марки П-11, ГОСТ 11293-89 (Могилёвский желатиновый завод, Белоруссия) - биополимер, продукт денатурации коллагена-белка соединительной ткани; ПВС (Лаверна, Россия) - синтетический полимер, продукт взаимодействия поливинилацетата с метиловым спиртом.

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