Содержание к диссертации
Введение
1. Микродуговые кальцийфосфатные покрытия на основе биологического гидроксиапатита на поверхности ультра-мелкозернистого титана и циркония 32
1.1. Основные кальцийфосфатные соединения и гидроксиапатит 32
1.2. Методы формирования биопокрытий 36
1.3. Метод микродугового оксидирования для нанесения 40 кальцийфосфатных покрытий .
1.3.1. Основные представления о механизме процесса микродугового оксидирования 41
1.3.2. Реализация метода микродугового оксидирования для формирования кальцийфосфатных покрытий на титане 55
1.3.3. Основные характеристики электролита на основе биологического гидроксиапатита, режимы микродугового оксидирования и методики испытаний 59
1.4. Микроструктура и физико-механические свойства крупнозернистых и ультрамелкозернистых сплавов титана и циркония 70
1.4.1. Микроструктура и механические свойства сплава титана ВТ1-0 после интенсивной пластической деформации 70
1.4.2. Микроструктура и механические свойства сплава циркония Э110 после интенсивной пластической деформации 86
1.5. Морфология, микроструктура, фазовый и элементный состав микродуговых кальцийфосфатных покрытий на основе биологического гидроксиапатита на поверхности ультрамелкозернистых титана и циркония 95
1.6. Сравнительное исследование физико-механических характеристик микродуговых кальцийфосфатных покрытий на основе биологического гидроксиапатита на поверхности ультрамелкозернистых сплавов титана циркония 113
1.7 Взаимосвязь структурно-морфологических и физико-механических свойств микродуговых кальцийфосфатных покрытий на основе биологического гидроксиапатита 117
Заключение по разделу 1 124
2. Кальцийфосфатные покрытия, на основе -трикальцийфосфата и/или гидроксиапатита, полученные методами микродугового оксидирования в растворах, содержащих комплексонат кальция или цитрат/ацетат кальция, и детонационно-газового напыления 126
2.1. Основные характеристики электролита на основе истинных растворов, содержащих растворимые комплексные соединения кальция, и режимы микродугового оксидирования 128
2.2. Структура и физико-механические свойства микродуговых кальцийфосфатных покрытий в электролите на основе истинных растворов, содержащие растворимые комплексные соединения кальция . 132
2.3. Основные характеристики цитратсодержащего и ацетатсодержащего электролитов и режимы микродугового оксидирования 143
2.4. Структура и физико-механические свойства микродуговых кальцийфосфатных покрытий в ацетатсодержащем / цитратсодержащем электролитах 147
2.5. Метод детонационно-газового напыления для формирования покрытий, содержащих биологический гидроксиапатит 152
2.6. Морфология и фазовый и элементный состав кальцийфосфатных покрытий, полученных методом детонационно-газового напыления 164
2.7. Физико-механические характеристики кальцийфосфатных покрытий, полученных методом детонационно-газового напыления 174
2.8. Взаимосвязь физических и механических свойств кальцийфосфатных покрытий, полученных различными методами 176
Заключение по разделу 2 180
3. Коррозионные свойства микродуговых кальцийфосфатных покрытий на основе биологического гидроксиапатита и их подложек из титана и циркония в различных средах 183
3.1. Взаимодействие кальцийфосфатов с биосредой 183
3.2. Некоторые теоретические аспекты коррозии и методы ее оценки 188
3.3. Коррозионная стойкость титана и циркония 200
3.4. Коррозионное поведение ультрамелкозернистого титана и циркония в различных средах 207
3.5. Влияние кальцийфосфатных покрытий на коррозионное поведение сплавов титана и циркония 212
3.5.1. Циклическая вольтамперометрия кальцийфосфатных покрытий на поверхности титана и циркония в пассивирующих средах 212
3.5.2. Электрохимическое поведение кальцийфосфатных покрытий в физиологических солевых растворах 219
3.5.3. Коррозионное поведение кальцийфосфатных покрытий на поверхности титана и циркония в агрессивной среде 241
Заключение по разделу 3 250
4. Резорбируемость микродуговых кальцийфосфатных покрытий на основе биологического гидроксиапатита и их механические свойства 252
4.1. Исследование процесса растворения микродуговых кальцийфосфатных покрытий при взаимодействии с физиологическим раствором 252
4.2. Математическое моделирование процесса растворения микродугового кальцийфосфатного покрытия 264
4.3. Механические испытания ультрамелкозернистого титана с кальцийфосфатным покрытием 270
4.4. Трибологические испытания титана с кальцийфосфатным покрытием в паре трения с материалами, имитирующими костную ткань 274
Заключение по разделу 4 280
5. Биологические свойства кальцийфосфатных покрытий и их практическое применение в дентальной импланталогии 283
5.1. Биологические испытания in vivo (тест эктопического костеобразования) 283
5.2. Биологические испытания in vitro (клеточные реакции на тестируемые образцы с кальцийфосфатными покрытиями) 296
5.3. Биокомпозиты на основе наноструктурного / ультрамелкозернистого титана и кальцийфосфатных покрытий в дентальной импланталогии 310
5.3.1. Развитие дентальной имплантологии и совершенствование конструкций и поверхности имплантатов 311
5.3.2. Комплект дентальных имплантатов из наноструктурного / ультрамелкозернистого титана с кальцийфосфатными покрытиями с инструментами и принадлежностями 321 Заключение к разделу 5 326 Основные выводы 328 Список литературы
- Основные характеристики электролита на основе биологического гидроксиапатита, режимы микродугового оксидирования и методики испытаний
- Структура и физико-механические свойства микродуговых кальцийфосфатных покрытий в электролите на основе истинных растворов, содержащие растворимые комплексные соединения кальция
- Влияние кальцийфосфатных покрытий на коррозионное поведение сплавов титана и циркония
- Математическое моделирование процесса растворения микродугового кальцийфосфатного покрытия
Введение к работе
Актуальность работы. В современной травматологии, ортопедии, стоматологии и челюстно-лицевой хирургии широко используются имплантаты, которые состоят из металлической основы и биосовместимого покрытия. Наибольшее применение в качестве материала-основы для формирования биопокрытий нашёл титан, который обладает высокой биосовместимостью, однако имеет низкие механических свойства, по сравнению с легированными титановыми сплавами. Проблема повышения механической прочности титана была успешно решена за счет его перевода методами интенсивной пластической деформации в ультрамелкозернистое или наноструктурное состояние, которое позволило повысить его механические свойства до уровня среднелегированных титановых сплавов. В этом направлении активно работали многие научные коллективы {Москва, Екатеринбург, Уфа, Н-Новгород, Белгород, г. Томск и др.). Широко известны работы Валиева Р.З., Сали-щева Г.А., Колобова Ю.Р., Шаркеева Ю.П., Козлова Э.В., Носковой Н.И., Дударе-ваЕ.Ф. и др. Кроме того, в последние годы сплавы циркония, в том числе и в ультрамелкозернистом состоянии, привлекли к себе внимание как материалы медицинского назначения, поскольку не содержат токсичных легирующих элементов и являются биосовместимыми.
Для придания биоактивных свойств имплантатам и усиления их остеоинте-грации с костной тканью активное развитие получило направление, связанное с нанесением кальцийфосфатных покрытий, содержащих в своем составе "родные" для костных тканей соединения фосфатов кальция. К настоящему времени разработаны методы формирования кальцийфосфатных покрытий на поверхности металлов, такие, как шликерный (золь-гель), магнетронное распыление, плазменное напыление, детонационно-газовое напыление, каждый из которых имеет свои достоинства и недостатки. Среди недостатков следует отметить отсутствие химической связи между покрытием и подложкой, необходимость термообработки, длительность процесса нанесения покрытий, высокая стоимость оборудования и конечного продукта. Большой вклад в разработку кальцийфосфатных покрытий внесли работы Левашова В.А., Штанского Д.В., Лясникова В.Н., Лясниковой А.В., Пи-чугина В.Ф., Верещагина В.И., Петровской Т.С, Яковлева В.И. и др.
Наиболее эффективный и удобный способ получения кальцийфосфатных покрытий с хорошими физико-химическими свойствами на изделия сложной формы (имплантаты) - метод микродугового оксидирования (МДО) в водных растворах электролитов, известный также как микроплазменное или плазменно-электролитическое оксидирование. Формирование покрытия в микродуговом разряде связано с протеканием высокотемпературных химических процессов в зоне локальных микродуговых разрядов под воздействием внешнего источника высокого напряжения, за счет чего происходит окисление основного материала и перенос в покрытие ультрадисперсной фазы, находящейся в электролите. Химический состав, структуру и свойства покрытия определяют природа подложки, параметры процесса и состав электролита. В последнее время этот метод получил широкое распространение как метод нанесения биоактивных кальцийфосфатных покрытий, прежде всего, на титан и титановые сплавы.
Степень разработанности темы. Развитие метода МДО с целью получения биопокрытий на титане и его сплавов началось в 90-х годах прошлого века. Лидерами в разработке технологии нанесения кальцийфосфатных покрытий на медицинские имплантаты являются коллективы из Национального исследовательского Томского политехнического университета (НИ ТПУ), Института физики прочности и материаловедения Сибирского отделения Российской академии наук (ИФПМ СО РАН), г. Томск. В настоящее время можно выделить 3 группы электролитов: «кислые» растворы на основе ортофосфорной кислоты и биологического гидро-ксиапатита (ГА) (Мамаев А.И., Гузеев В.В., Верещагин В.И., Игнатов В.П., Шепелъ В.М., Карлов А.В., Колобов Ю.Р., Шашкина Г.А. и др.), «нейтральные» и «щелочные» растворы, содержащие различные кальцийсодержащие соединения, например комплексонат кальция или ацитат и цитрат кальция. В этом направлении известны работы коллективов, где зародился метод МДО - Института неорганической химии Сибирского отделения Российской академии наук, г. Новосибирск (Терлеева О.П., Миронов И.В. и др.) и Института химии Дальневосточного отделения Российской академии наук (ИХ ДВО РАН), г. Владивосток, {Гнеденков СВ., Синебрюхов С.Л., Хрисанфова О.А., Руднев B.C. и др.), а также ученых Китая, Кореи и Японии {Wei D, Zhou Y, Jia D, Wang Y., Lee M.J., Lee J.I., Lui F, Shimizu T, J.-Z. Chen, Shi YL, Wang L, Yan FY, Zhang FQ, Yuanyuan Yan, Jifeng Sun, Yong Han, Dichen Li, Kai Cui, Hongjie Hua, Xuanyong Liua, Chuanxian Dinga и dp).
Несмотря на большое количество работ, посвященных разработке и исследованию покрытий на основе фосфатов кальция, на момент постановки задачи не было однозначных данных о том, какими физико-химическими свойствами должна обладать поверхность имплантата, обеспечивающая его успешную остеоинте-грацию. В связи с этим актуальным является выявление взаимосвязи физико-химических, механических и биологических свойств покрытий, что позволит разработать имплантаты с высокими функциональными свойствами.
Цель работы - изучить физические закономерности формирования кальций-фосфатных покрытий на поверхности крупнозернистых и ультрамелкозернистых биоинертных сплавов титана и циркония с высокими физико-механическими, электрохимическими, трибологическими свойствами и установить влияние характеристик покрытий на их биологические свойства.
Объект исследования - кальцийфосфатные покрытия на поверхности сплавов титана ВТ 1-0 и циркония Э110 в крупнозернистом и ультрамелкозернистом состояниях, полученные методами микродугового оксидирования и детонационно-газового напыления.
Для достижения поставленной цели в работе решались следующие задачи.
-
Исследовать особенности структурно-фазового состояния подложек из сплавов крупнозернистого и ультрамелкозернистого титана и циркония и установить их влияние на закономерности формирования покрытий.
-
Исследовать микроструктуру, фазовый состав, морфологические особенности и физико-механические свойства кальцийфосфатных покрытий, полученных методом микродугового оксидирования и детонационно-газового напыления и установить корреляционные зависимости между характеристиками покрытий.
-
Установить влияние типа и структурного состояния подложек из сплавов титана и циркония и кальцийфосфатных покрытий на их поверхности на коррозионные свойства материалов в различных средах.
-
Изучить эволюцию морфологии поверхности кальцийфосфатных покрытий и их резорбируемость в процессе растворения в физиологической среде и определить коэффициент диффузии кальция в растворе.
-
Выявить роль покрытий в процессе фрикционного взаимодействия с материалами, имитирующими костную ткань.
-
Провести биологическое тестирование кальцийфосфатных покрытий и выявить влияние структуры и свойств покрытий на дифференцировку стволовых клеток и формирование костной ткани.
Научная новизна работы
-
Впервые установлены общие закономерности формирования кальцийфосфатных покрытий методом микродугового оксидирования в электролитах: а) на основе ортофосфорной кислоты, гидроксиапатита и карбоната кальция; б) в растворах комплексоната кальция; в) в растворах, содержащих цитрат/ ацетат кальция; а также методом детонационно-газового напыления порошка гидроксиапатита различных фракций, что позволило сформировать биопокрытия с контролируемыми физико-механическими свойствами при широкой вариации фазового состава и соотношения Са/Р в покрытиях, толщины, шероховатости, пористости, размера пор и адгезионной прочности покрытий к подложке.
-
Впервые предложена феноменологическая модель формирования микродуговых кальцийфосфатных покрытий на поверхности сплавов титана и циркония, учитывающая влияние электрофизических характеристик фазового состояния металлических подложек (a-Ti, а-Zr, |3-Nb), а также пассивирующих оксидных пленок на их поверхности (ТІО2, ZrC>2 и M^Os).
-
Определен эффективный коэффициент диффузии кальция и установлены корреляционные зависимости между концентрацией ионов кальция в растворе, его рН, изменением массы покрытия и временем растворения для кальцийфосфатных покрытий, полученных методами микродугового оксидирования и детонационно-газового напыления, что позволяет прогнозировать скорость растворения покрытия в течение периода его эксплуатации.
-
Установлено, что кальцийфосфатные покрытия, нанесенные на поверхность сплавов титана и циркония в крупнозернистом и ультрамелкозернистом состоянии, повышают их коррозионную стойкость в физиологических растворах и агрессивной среде, что обусловлено высокими значениями электрического сопротивления беспористого оксидного подслоя покрытий, энергии активации коррозионного процесса и их адгезионной прочности.
-
На основе комплексного исследования влияние структуры и свойств покрытий на дифференцировку стромальных стволовых клеток человека и рост костной ткани в тесте эктопического костеобразования впервые экспериментально показана принципиальная роль шероховатости кальцийфосфатных покрытий, определяющая рост костной ткани, по сравнению со структурно-фазовым состоянием, пористостью, размером пор и соотношением Са/Р в кальцийфосфатных покрытиях.
6. Впервые установлен диапазон шероховатости кальцийфосфатных покрытий,
равный по Ra 2-3 мкм, при котором наиболее благоприятно протекает дифферен-
цировка стромальных стволовых клеток человека размером 20-50 мкм в остеоген-
ном направлении и интенсивно растет костная ткань.
Теоретическая и практическая значимость
-
Полученные в работе корреляционные зависимости между структурно-морфологическими и физико-механическими свойствами и режимами их получения позволяют целенаправленно формировать кальцийфосфатные покрытия с заданным комплексом свойств на поверхности сплавов титана и циркония.
-
Нанесение кальцийфосфатных покрытий на поверхность ультрамелкозернистых сплавов титана и циркония позволяет повысить их коррозионную устойчивость в хлоридсодержащих и агрессивных средах, а высокий коэффициент трения в процессе фрикционного взаимодействия позволяет усилить фиксацию импланта-та при накостном остеосинтезе с костной тканью.
-
Методом математического моделирования на примере рентгеноаморфных покрытий определен эффективный коэффициент диффузии кальция в раствор, что позволяет прогнозировать растворение покрытия в течение периода его эксплуатации.
-
Кальцийфосфатные покрытия, независимо от структурно-фазового состояния, пористости, размера пор и соотношения Са/Р, имеющие шероховатость в диапазоне по Ra 2-3 мкм, способствуют остеогенной дифференцировке стромальных стволовых клеток человека размером 20-50 мкм и ускорению роста костной ткани.
-
Материалы диссертации использованы при подготовке магистров техники и технологии по программе «Новые материалы и технологии в медицине, медицинской технике и стоматологии» (НИ ТПУ).
-
Микродуговые рентгеноаморфные кальцийфосфатные покрытия использованы в качестве биопокрытий при разработке дентальных имплантатов. На комплект дентальных имплантатов из наноструктурного / ультрамелкозернистого титана ВТ 1-0 с инструментами и принадлежностями, в том числе с кальцийфосфатным покрытием, получено разрешение к производству, продаже и применению на территории Российской Федерации Федеральной службой по надзору в сфере здравоохранения и социального развития № ФСР 2011/10619 от 25.04.2011г.
Методология и методы исследования. Задачи исследований диссертационной работы направлены на выявление закономерностей формирования кальцийфосфатных покрытий на поверхности крупнозернистых и ультрамелкозернистых биоинертных сплавов титана и циркония с высокими физико-механическими, электрохимическими, трибологическими и остеоиндуктивными свойствами. Экспериментальные исследования проводились с использованием аналитического и испытательного оборудования, в том числе Томского материаловедческого центра коллективного пользования (ЦКП) при Томском государственном университете, ЦКП «Лаборатория электронной микроскопии» при Новосибирском государственном техническом университете, ЦКП «Дальневосточный центр структурных исследований» при ИХ ДВО РАН, ЦКП ИФПМ СО РАН «Нанотех», Научно-образовательного центра «Биосовместимые материалы и биоинженерия» при НИ ТПУ, СибГМУ и ИФПМ СО РАН: оптического микроскопа Olympus GX-71, растровых электронных микроскопов Phillips SEM515 и Zeiss EVO 50 XVP с приставками энергодисперсионного рентгеноспектрального анализа {EDAX и EDS Х-Асі), рентгеновских дифрактометров BRUKER D8 Advance и ДРОН-7, просвечивающих микроскопов JEM-2100, ЭМ-125, FEI Tecnai 20; полярографа ПУ-1, электрохимической системы Solartron Analytical 12558WB, установки для механических испытаний Instron-1185, профилометра 296, динамического измерителя микротвердости Shimadzu DUH-W20, СО2 инкубатора Flow laboratories СО2-220 и др.
Положения, выносимые на защиту
-
Закономерности формирования структуры и морфологии микродуговых кальцийфосфатных покрытий на поверхности сплавов титана ВТ 1-0 и циркония Э110 в крупнозернистом и ультрамелкозернистом состоянии не зависят от структурного состояния подложек, а определяются их фазовым составом, наличием частиц |3-Nb в сплаве цирконии и пассивирующих оксидных пленок на их поверхности, которые имеют различные электрофизические характеристики.
-
Экспериментально установленная обобщенная мультимодальная корреляционная зависимость между адгезионной прочностью покрытий и их характеристиками, учитывающая размер кристаллитов, сферолитов (частиц) и толщину покрытий, позволяющая прогнозировать адгезионную прочность к подложке для покрытий, полученных методом микродугового оксидирования и детонационно-газового напыления.
-
Переход от крупнозернистого в ультрамелкозернистое состояние подложек из сплавов титана ВТ 1-0 и циркония Э110 приводит к снижению их коррозионной стойкости в физиологических растворах и агрессивной среде, что вызвано уменьшением электрического сопротивления естественной оксидной пленки и энергии активации коррозионного процесса. Нанесение кальцийфосфатных покрытий на поверхность указанных металлов способствует повышению их коррозионной стойкости в указанных средах, что обусловлено наличием беспористого оксидного подслоя в покрытиях и высокими значениями его электрического сопротивления, энергии активации коррозии и адгезионной прочности покрытий.
-
Эволюция морфологии поверхности кальцийфосфатных покрытий и их резор-бируемость в процессе растворения в физиологическом растворе при 310 К характеризуется последовательно протекающими процессами разбухания сферолитов (частиц), их растворения с формированием мелких структурных элементов и обнажения оксидного подслоя между покрытием и подложкой; зависит от структурно-фазового состояния и соотношения Са/Р в покрытии и контролируются концентрацией и коэффициентом диффузии ионов кальция в растворе, его рН и массой покрытия.
-
Особенности фрикционного взаимодействия кальцийфосфатных покрытий на поверхности ультрамелкозернистого титана с материалами, имитирующими костную ткань (сверхвысокомолекулярный полиэтилен и костная ткань животного происхождения), заключающиеся в повышении коэффициента трения по сравнению с титаном без покрытия и высокой износостойкости покрытий, обусловленные высокими значениями шероховатости и адгезионной прочности покрытий к подложке, позволяют усилить фиксацию имплантата с костной тканью при накостном остеосинтезе.
-
Экспериментально установленный оптимальный диапазон шероховатости по Ra кальцийфосфатных покрытий, способствующий усилению остеогенных свойств и обусловленный необходимым размером "ниш" в покрытии для адгезии и роста стволовых клеток; и определяющая роль шероховатости по сравнению со структурно-фазовым составом, пористостью, размером пор и соотношением Са/Р кальцийфосфатных покрытий в биоинженерии костной ткани.
Степень достоверности и апробация работы. Достоверность полученных в работе результатов и обоснованность выносимых на защиту положений и выводов, сформулированных в работе, обеспечены использованием современных методов исследования структуры и физико-механических, коррозионных, трибологических и биологических свойств материалов, статистической обработкой полученных экспериментальных результатов и их сравнительной оценкой с теоретическими и экспериментальными данными других авторов.
Материалы диссертационной работы доложены и обсуждены на международных и всероссийских конференциях и симпозиумах, в том числе: Всероссийской конференции «Дефекты структуры и прочность кристаллов» (г. Черноголовка, 2002 г.); VI-ой Всероссийской (международной) конференции "Физикохимия Ультрадисперсных (нано-) систем" (г. Томск, 2002 г.); Научной конференции «Фундаментальные науки - медицине», (Москва, 2003, 2006 гг.; г. Новосибирск, 2008, 2010, 2012, 2013 гг.); Международной конференции по физической мезомеханике, компьютерному конструированию и разработке новых материалов (г. Томск, 2004, 2006, 2009, 2011гг.); III Международной конференции посвященной памяти академика Г. В. Курдюмова - Чернологоловка, (г. Черноголовка, 2004 г.); IV Научной конференции «Химия твердого тела и современные микро- и нанотехнологии» (г. Кисловодск, 2004 г.); XLIII Международной конференции «Актуальные проблемы прочности», (Беларусь, г. Витебск, 2004 г.); 7, 9, 10 International Conference on Modification of Materials with Particle Beams and Plasma Flows (г. Томск, 2004, 2008, 2010 гг.); X Юбилейной Международной научно-практической конференции «Современные техника и технологии», посвященной 400-летию г. Томска (г. Томск, 2004 г.); X Международном семинаре «Дислокационная структура и механические свойства металлов и сплавов» Нанотехнология и физика функциональных нанокристаллических материалов (Екатеринбург, 2005 г.); Международном симпозиуме «Biomaterialien» (Германия, г. Эссен, 2006 г.); 45-ой Международной конференции «Актуальные проблемы прочности» (Белгород, 2006 г.); 8-ой Всероссийской конференции «Новые технологии в стоматологии и имплантологии», (г. Саратов 2006 г.); Научно-практической конференции «Новые технологии в стоматологии и челюстно-лицевой хирургии», (г. Новокузнецк, г. 2006 г.); Всероссийской научно-технической конференции с международным участием. Ультрадисперсные порошки, наноструктуры, материалы: получение, свойства, применение. IV. Ставеровские чтения: (г. Красноярск, 2006 г.); 7th International Symposium rNSYCONT'06. Energy and environmental aspects of tribology. (Польша, г. Краков, 2006 г.); Всероссийской научно-практической конференции «Новые технологии создания и применения биокерамики в восстановительной медицине», (г. Томск, 2007, 2010, 2013 гг.); Научно-практической конференции с международным участием «Нанотехнологии и наноматериалы для биологии и медицины» (г. Новосибирск, 2007 г.); II Всероссийской конференции по наномате-риалам «Нано-2007» и IV-ом Российско-Белорусском международном семинаре «На-ноструктурные материалы -2007», (г. Новосибирск, 2007 г.); Первой Международной конференции «Наноструктурные материалы-2008» (Беларусь, Минск, 2008 г.); Международной научно-практической конференции «Состояние и перспективы транс-планталогии», (Беларусь, Минск 2008 г.); Международной школе семинаре «Многоуровневые подходы в физической мезомеханике. Фундаментальные основы и инженерные применения (г. Томск, 2008 г.); IX Международной конференции «Пленки и покрытия-2009» (г. Санкт-Петербург, 2009 г.); The second Asian Symposium on Ad-
vanced Materials, (Китай, г. Шанхай- 2009 г); 30 Annual Polish Tribological Conference „Advanced Tribology" (Польша, г. Радом, 2009 г.); 8 International conference High medical technologies in XXI Century:, (Испания, г. Бенидорм.- 2009 г.); Научной конференции «Медицинская геномика и протеомика» (г. Новосибирск, 2009 г.); Всероссийской научно-практической конференции «Новые технологии в стоматологии и импланталогии (г. Саратов, 2010 г.); III Международном Симпозиуме "Актуальные вопросы клеточных технологий" Клеточная трансплантология и тканевая инженерия (Москва, 2010 г.); IV Всероссийском симпозиуме с международным участием «Актуальные вопросы тканевой и клеточной трансплантологии» (г. Санкт-Петербург, 2010 г.); The Ninth Israeli-Russian Bi-national Workshop «The Optimization of Composition, Structure and Propertes of Metals, Oxies, Composites, Nano- and Amorphos Materials» (г. Белокуриха, 2010 г.); IV International seminar «Nanotechnology, energy, plasma, lasers» (г. Томск, 2010 г.); Ill Международной научно-практической конференции и специализированной выставке «Современные керамические материалы. Свойства. Технологии. Применение» (г.Новосибирск, 2011г.); IV Всероссийской конференция по наноматериалам (Москва, 2011г.); II Всероссийском совещании «Биоматериалы в медицине», (Москва, 2011 г.); International Symposium on Biomedical Engineering and Medical Physics (Латвия, Рига, 2012 г.); 3rd International Congress on Radiation Physics and Chemistry of Condensed Matter, High Current Electronics and Modification of Materials with Particle Beams and Plasma Flows (г. Томск, 2012 г.); 4 Ukrainian-German Symposium on Physics and Chemistry of Nanostructures and on Nano-biotechnology, (Германия, г. Ильминау, 2012 г); Russian-German Workshop «Biocompatible Materials and coatings: Fundamental problems and Trends, Biomedical Application» (г. Томск, 2013 г.), Международной конференции «Иерархически организованные системы живой и неживой природы» (г. Томск, 2013 г.).
Личный вклад автора в работу. Все результаты, приведенные в диссертации, получены либо самим автором, либо при его непосредственном участии. Автору принадлежат идеи в определении цели, анализе и интерпретации результатов, формулировке основных положений и выводов.
Публикации. Основное содержание диссертации отражено в 100 печатных работах, в том числе в 38 статьях в научных журналах, входящих в перечень рецензируемых научных журналов и изданий, 7 статьях в зарубежных журналах, 40 статьях в сборниках трудов российских и международных конференций, 1 коллективной монографии, 1 патенте РФ на изобретение, 1 свидетельстве о государственной регистрации базы данных.
Соответствие диссертации паспорту специальности. Диссертация по своим целям, задачам, содержанию, методам исследования и научной новизне соответствует пункту 1 «Теоретическое и экспериментальное изучение физической природы свойств металлов и их сплавов, неорганических и органических соединений, диэлектриков, и в том числе материалов световодов как в твердом, так и в аморфном состоянии в зависимости от их химического, изотопного состава, температуры и давления» и пункту 7 «Технические и технологические приложения физики конденсированного состояния» паспорта специальности 01.04.07 Физика конденсированного состояния (технические науки).
Структура и объем работы. Диссертация состоит из введения, 5 разделов, основных выводов, списка цитируемой литературы, включающего 367 наименований, и приложений, всего 387 страниц машинописного текста, в том числе 67 таблиц и 153 рисунка.
Основные характеристики электролита на основе биологического гидроксиапатита, режимы микродугового оксидирования и методики испытаний
Ещё одним способом нанесения кальцийфосфатных покрытий является электрофорез. Этим методом получают покрытия, толщина которых может достигать 2 мм. Электрофорез основан на осаждении электрически заряженных частиц ГА через жидкость или другую среду и пригоден для покрытия объектов сложной формы. Однако, низкая энергия частиц и комнатная температура приводят к образованию покрытий ГА с асимметричной пористостью и неоднородностью. Покрытия, полученные этим методом, часто наносятся с дефектами, в частности с трещинами, и процесс требует больших температур спекания в течение продолжительного времени, что может вызвать изменение структуры и свойств титановой подложки, а также изменения фазового состава покрытия. Также данные покрытия характеризуются слабой адгезией к титановой подложке и возможностью осаждения примесей из раствора [154].
Кальцийфосфатные покрытия, полученные шликерным или золь-гель методами, также находят применение. Это относительно недорогие методы, т.к. они не требуют дорогостоящего оборудования, а также аппаратуры для фильтрации, промывки и сушки. Данные методы основаны на приготовлении суспензии исходного материала покрытия, обработке металлической поверхности в полученной суспензии без наложения электрического или магнитного полей и последующем спекании при температуре, соответствующей кристаллизации вещества дисперсной фазы. При использовании в качестве дисперсной фазы ГА, а дисперсионной среды – воды, можно получить плотное кальцийфосфатное покрытие толщиной 200-300 мкм [156].
Для получения кальцийфосфатных покрытий всё чаще используют биомиметические методы, наиболее приближенные к естественному формированию покрытия. Осаждение биологически-совместимых покрытий на титановую подложку проводят из жидкости, моделирующей межтканевые жидкости организма человека – раствора SBF (Simulated Body Fluid) – в которой растворяют ГА. Перед помещением в SBF раствор титановую подложку предварительно обрабатывают щёлочью (NaOH) для образования на поверхности титаната натрия, который способствует более полному осаждению апатита из SBF раствора [162-163].
Для получения кальцийфосфатного покрытия можно также использовать метод распылительной сушки [165]. Сущность метода состоит в том, что смесь растворов солей, переведённая посредством ультразвукового распылителя в аэрозоль с размерами частиц до 0,8 мкм, переносится газом-носителем в горячую камеру, где происходит мгновенное разложение частиц. Смешение компонентов в растворе на атомном уровне позволяет практически мгновенно получить гомогенный продукт, избежав процессов повторного помола и обжига.
Метод магнетронного распыления также используют для получения биосовместимых покрытий [166-167]. Данный метод представляет собой разновидность метода катодного распыления, при котором у поверхности распыляемого катода (мишени) при помощи скрещенных магнитного и электрического полей формируется слой плазмы высокой плотности. Благодаря этому значительно возрастает плотность тока и скорость ионного распыления. Магнетронный метод позволяет получать покрытия из диэлектриков (в том числе из ГА) без нарушения стехиометрии или исходного соотношения компонентов распыляемой мишени. Данный метод позволяет наносить однородные покрытия, но встречает трудности при нанесении на подложки сложной формы. В свою очередь, одной из разновидностей магнетронного метода является метод ВЧ-магнетронного распыления, который позволяет получать сверхтонкие (толщиной до 5 мкм), плотные, биосовместимые, в сочетании с высокой адгезионной прочностью кальцийфосфатные покрытия. Способом создания покрытий является нанесение покрытий ионно-плазменным распылением материала катода, выполненного из ГА необходимого химического состава по керамической технологии [168-174].
В последние годы для нагрева и ускорения наносимых порошковых материалов все шире применяются импульсные источники энергии, в частности, энергии взрыва смесей горючих газов с окислителями. Метод, использующий эту энергию, получил название детонационно-газового напыления (ДГН) [178-182]. Сущность заключается в напылении на поверхность подложки порошкообразного материала, возникающего в результате направленного взрыва газовой смеси (более подробно будет описан в параграфе 2.6). Метод ДГН имеет хорошие перспективы использования в медицине, прежде всего, из-за идентичности фазового состава напыляемого материала и получаемого покрытия.
Метод микродугового оксидирования (МДО) в водных растворах электролитов, как метод нанесения биоактивных кальцийфосфатных покрытий на поверхность титана, в последнее десятилетие получил широкое распространение. Формирование покрытия в микродуговом разряде связано с протеканием высокотемпературных химических процессов в зоне локальных микроплазменных и микродуговых разрядов под воздействием внешнего источника высокого напряжения и происходит за счет окисления основного материала, а также за счет переноса в покрытие ультрадисперсной фазы, находящейся в электролите (более подробно будет описан в параграфе 1.3). Покрытия, полученные данным методом, обладают хорошим спектром физико-химических свойств: высокая коррозионная стойкость, износостойкость, твердость и химическая устойчивость в агрессивных средах [114-117].
Структура и физико-механические свойства микродуговых кальцийфосфатных покрытий в электролите на основе истинных растворов, содержащие растворимые комплексные соединения кальция
В 90-х годах началось развитие метода МДО с целью получения биопокрытий на титане и его сплавах. Пионерами в этом направлении являются Томские коллективы из ТПУ, ИФПМ СО РАН, ЗАО «Биотехника». В [122-123] были предложен способ микродугового формирования покрытий на титане и его сплавах из электролитов, представляющих собой 5-20% растворы фосфорной кислоты с добавлением суспензии ГА дисперсностью менее 100 мкм. Было предложено использовать эти способы для формирования покрытий на изделиях, применяемых в травматологии и ортопедии. В качестве развития предложенного способа, в работе [124] рассмотрен комбинированный метод, состоящий из двух этапов: первый – МДО титана в предложенном электролите, второй – окунание изделия с оксидированной поверхностью в биологическое стекло с добавлением ГА и последующая сушка и отжиг изделия при температуре до 1073 K.
В этом направлении активно работал Мамаев А.И. с соавторами [125, 126, 192, 195, 199, 200]. Основные достижения отражены в монографии с соавторами [114]. Так, для формирования биокерамических покрытий из титановых сплавов с помощью метода МДО было предложено несколько способов модифицирования поверхности. Электролиты для получения биопокрытий представляли собой сложную смесь соединений боратов, гидрофосфатов и фторидов щелочных металлов с добавлением дисперсных фаз ГА или ортофосфата кальция в количестве не более 20 г/л. Другие электролиты включали гидрокарбонаты или гидроксиды щелочных металлов с добавлением до 20 г/л ГА или ортофосфата кальция. Авторами показано, что использование карбонатных электролитов приводит к формированию биокерамического покрытия с пористостью 20-25 % и размером пор в интервале 0,1-2 мкм. Для покрытий, полученных в фосфатных электролитах, пористость варьируется от 1 до 18 %, размер пор 0,1-1 мкм.
В ИФПМ СО РАН [128] был предложен способ формирования кальцийфосфатных биопокрытий на титане и его сплавах, заключающийся в проведении МДО в электролитах на основе 15-20 % раствора ортофосфорной кислоты с добавлением ГА и карбоната кальция. Показано, что использование указанного электролита позволяет получить кальцийфосфатные покрытия на титане, имеющие квазиаморфную структуру, шероховатость в интервале 2-5 мкм, адгезионную прочность покрытия к подложке 20-25 МПа, соотношение Ca/P до 0,7 [109]. Необходимо отметить, что при введении порошка ГА в качестве компонента электролита в Томске используют биологический ГА, получаемый из костей крупного рогатого скота путём высокотемпературного отжига, измельчения, обработки 0,1 Н раствором соляной кислоты и отмывке дистиллированной водой [202]. Однако, хотя биологический ГА наиболее приближен к свойствам минеральной компоненты костной ткани, он имеет некоторые недостатки, основными из которых являются риск передачи инфекций и потенциальная иммуногенность из-за чужеродного материала [3], а также содержание тяжёлых металлов, которым свойственно накапливание в костях животного в течение жизни. Существует два пути замены такого ГА: первый - использование электролитов, позволяющих сформировать ГА в процессе МДО, и второй - получение и использование синтезированного ГА, обладающего всеми свойствами биологического, но не имеющего его недостатков.
В настоящее время в ИНХ СО РАН (г. Новосибирск) совместно с ИФПМ СО РАН разработан новый подход к нанесению биопокрытий на титан и его сплавы методом МДО [130, 131]. Вместо электролитов, в состав которых входит ГА, были предложены электролиты, представляющие собой истинные растворы, содержащие растворимые комплексные соединения кальция и полифосфаты щелочных металлов. Использование таких электролитов обеспечивает стабильное формирование р-Са3(Р04)2 в покрытии и увеличивает соотношение Са/Р до 1,1-1,6 (более подробно будет изложено в разделе 4).
Коллективом авторов [111-113, 203-205] ИХ ДВО РАН (г. Владивосток) совместно с ИФПМ СО РАН продемонстрирована возможность формирования на поверхности титана поверхностных слоев, содержащих ГА. В качестве компонентов электролита предложены цитрат кальция Са3(СбН507)-4Н20, ацетат кальция Са(СН3СОО)2-2Н20 и фосфат натрия Na2HP04-2H20. Такой состав электролитов позволяет получить в составе покрытия фосфата кальция -ТКФ и ГА. Причём авторы подчёркивают, что формирование фосфата кальция в покрытии позволяет увеличить биологическую активность и остеоиндуктивные свойства поверхностного слоя, так как низкая растворимость ГА служит причиной того, что костные клетки медленно усваивают входящий в его состав кальций и фосфор, кость медленно врастает в имплантат. Соотношение Са/Р в таких покрытиях составляет 1,25-1,40, что близко к соотношению этих составляющих в костной ткани (более подробно в разделе 2).
Коллектив авторов [206] из БелГУ, г. Белогород, предложил способ получения электролита, содержащего мелкодисперсный коллоидный высокочистый ГА, который может быть использован для нанесения медицинских биоактивных покрытий на имплантаты, применяемые в ортопедии и протезировании. Способ включает синтез коллоидного раствора наноразмерного ГА добавлением при постоянном перемешивании раствора фосфорной кислоты к насыщенному раствору гидроксида кальция, приготовление 0,2-5,0 мас.% коллоидного раствора наноразмерного ГА, в котором растворяют гидроксид калия в количестве 1-5 мас.% с перемешиванием до полной гомогенизации электролита. В [207], используя этот электролит получены, в импульсном анодно-катодном режиме с анодно-катодным током частотой 50 Гц, длительностью анодного и катодного импульсов 250 мкс и задержкой катодного импульса 1000 мкс, биопокрытия с соотношением Са/Р, примерно, равным 1,67, обладающие развитой поверхностной структурой и высокими механическими свойствами.
Влияние кальцийфосфатных покрытий на коррозионное поведение сплавов титана и циркония
Известно, что технологические параметры МДО (напряжение, длительность импульса, время формирования покрытия) влияют на такие свойства покрытий, как морфология, толщина, масса, шероховатость, адгезия к подложке и т.д. [115, 116]. Исследования показали, что при постоянстве двух других параметров – частоты следования импульсов и их длительности, наибольшее влияние на характеристики покрытий оказывает напряжение, подаваемое на образец [60, 61, 103, 108, 120, 129, 131, 209, 208, 212, 214, 215].
Характерные зависимости плотности тока от времени нанесения кальцийфосфатных покрытий на поверхности сплавов титана и циркония в ультрамелкозернистом состоянии для различных значений напряжения представлены на рисунке 1.35. Установлено, что появление микроразрядов на поверхности погруженного в электролит образца, как титана, так и циркония, приводящих к формированию покрытия, происходит при начальном значении напряжения микродугового процесса 150 В [108, 129, 217].
Время нанесения микродугового покрытия на поверхность циркония при указанном напряжении увеличивается до 2 минут при начальной плотности тока 0,15А/см2 (рис.1.35 б). Повышение напряжения в интервале 200–300 В приводит к увеличению начальной плотности тока до 0,4 -1 А/см2 для титана и 0,5-1,25 А/см2– для циркония, которая постепенно снижается и через 1,5-3 минуты выходит практически на плато, и далее практически не меняется. При этом, рабочая плотность тока для титана составляет 0,2-0,35 А/см2, а для циркония 0,25-0,5 А/см2, а время формирования кальцийфосфатных покрытия на титане можно увеличить до 10 минут, а на цирконии до 5 минут. При дальнейшем увеличении напряжения до 400 В для титана и 350 В для циркония микродуговой процесс переходит в дуговой, что приводит к «обгоранию» и частичному разрушению покрытия [108, 129, 217].
Результаты анализа РЭМ-изображений поверхности покрытия, нанесенного при напряжении процесса 150 В, показали, что уже через 1,5 минуты оксидирования покрытие, сформированное на титане, содержит сфероидальные образования (сферолиты), которые имеют сквозные поры (рис. 1.36 а). Средний размер сферолитов составляет 5 мкм, средний размер пор - 2 мкм, поверхностная пористость – 20% (рис.1.37 а-в). В то же время на поверхности циркония при соответствующем напряжении образуются лишь «островки» кальцийфосфатного покрытия с пористой структурой (рис.1.36 г). Средний размер пор равен 0,48 мкм, а поверхностная пористость покрытия составляет 10%, (рис.1.37 б). Необходимо отметить, что речь идет о поверхностной пористости, которая была измерена по РЭМ-изображениям.
Оптические изображения поперечных шлифов микродуговых кальцийфосфатных покрытий на титане, нанесенных при напряжении процесса (В): а) 200, б) 300, в) 400, и на цирконии при напряжении (В): г) 200, д) 250, е) 300 [129, 217].
Необходимо отметить, что закономерности нанесения покрытий на поверхность сплавов титана и циркония в крупнозернистом и ультрамелкозернистом состояниях подобны. На рисунке 1.37 приведены экспериментальные данные для кальцийфосфатных, как в крупнозернистом, так и в ультрамелкозернистом состояниях, которые находятся в пределах погрешности измерения, и описываются едиными аппроксимирующими зависимостями.
Повышение напряжения в интервале 200–350 В приводит к увеличению начального амплитудного тока до 0,4–1,6 А/см2 (рис. 1.35), при этом время формирования кальцийфосфатного покрытия на титане можно увеличить до 10 минут. Это сопровождается линейным ростом размеров сферолитов до 30 мкм, пор - до 12 мкм, который описывается уравнением у=a+bx (рис.1.36 б-г, рис.1.37 а, б, стадия 1). Параметры уравнений и коэффициент корреляции приведены в таблице 1.8. При этом поверхностная пористость покрытий на титане на стадии 1 остается постоянной и варьирует в диапазоне 20-25% [108, 129, 217].
Последующее увеличение напряжения до 400 В сопровождается ростом плотности тока и переходом микродугового разряда в дуговой, что приводит к разрушению сферолитов, и, как следствие, к снижению размеров пор и пористости (рис.1.36 в, 1.35 а-в, стадия 2).
При напряжении 200 В на поверхности циркония также начинается линейный рост сферолитов, которые содержат поры (рис. 1.36 д). Однако, в этом случае средние размеры сферолитов и пор, а также пористость покрытия в 2 раза меньше по сравнению с покрытием на титане (рис. 1.37 а-в). Повышение напряжения до 300 В позволяет получить покрытия на поверхности циркония с рельефной структурой, представляющей чередование гребней и впадин, причём гребни представлены скоплением большого количества сферолитов (рис. 1.36 е). Общая поверхностная пористость покрытий на цирконии, сформированных при напряжении 300 В увеличивается до 15%, а средний размер пор - до 2 мкм. При дальнейшем повышении напряжения оксидирования покрытие на цирконии начинает обгорать и осыпаться.
Дифференцирование зависимостей размеров сферолитов, пор и пористости от напряжения оксидирования, позволило установить их скорость роста (рис. 1.37, табл. 1.8). Видно, что скорость роста сферолитов покрытия на титане в 5 раз выше, по сравнению с таковыми на цирконии.
Математическое моделирование процесса растворения микродугового кальцийфосфатного покрытия
Согласно экспериментальным данным (табл. 2.10) важным фактором, определяющим синтез ГА в поверхностном слое, является характер поляризации при МДО. Только в биполярном режиме в электролите, содержащем Na2HPO412H2O, был получен Ca10(PO4)6(OH)2 в составе покрытия. Вероятно, при биполярном режиме обработки титана переполяризация электрода приводит к последовательному насыщению приэлектродного пространства ионами кальция и фосфата (при катодной поляризации приповерхностные слои электролита насыщаются ионами Са2+,
В биполярном режиме микродуговой обработки в состав плазмы вовлекается большое количество элементов электролита, что обеспечивает на поверхности имплантата более интенсивный электрохимический синтез кальцийфосфатных соединений из соответствующих элементов. Биполярный режим плазменного электролитического формирования покрытий имеет некоторые преимущества перед монополярными режимами. В интервале катодной поляризации происходит переформирование двойного электрического слоя (Гельмгольца или Гуи-Чепмена), который снижает ионный транспорт и вероятность проникновения окисляющих реагентов к обрабатываемому электроду. Кроме того, наряду с разупорядочиванием двойного электрического слоя электролита в катодный период происходит также переформирование двойного электрического слоя в материале самого покрытия (область пространственного заряда). В силу этих причин, при последующем положительном смещении на аноде реализуются более мощные плазменные разряды. В состав плазмы при этом попадает большее количество элементов электролита. Ионы Ti4+, выходящие в электролит с поверхности обрабатываемого образца, связываются с цитрат- или ацетат-ионами в растворимые комплексы, которые остаются в растворе, что позволяет избежать осаждения нерастворимых гидроксидов титана, в частности, на поверхности формируемого покрытия. Выделяемая при термической деструкции анионных комплексов теплота обеспечивает большую длительность теплового воздействия на формируемый материал оксидного слоя (по сравнению с длительностью, обеспечиваемой разрушением легких анионов), что способствует, в свою очередь, переходу метастабильного состояния соединений, входящих в материал покрытия, в стабильные. Это влияет на морфологию поверхностных слоев, изменяет антикоррозионные характеристики покрытий [117].
Тип электролита/ Ca10(PO4)6(OH)2, -Ca3(PO4)2, TiO2 (анатаз)фазы об.% об.% об.% TiO2(рутил)об.% Tiоб.%4 цитрат-содержащийэлектролит - - 80 16 ацетат-содержащийэлектролит 63 37 В то время, как в ацетатсодержащем электролите в биполярном режиме формируются покрытия с высоким соотношением Ca/P, в состав кристаллической фазы которых входит Ca10(PO4)6(OH)2 и -Ca3(PO4)2 (рис. 2.10 б, табл. 2.9-2.10). Необходимо отметить, что в цитратсодержащем электролите в биполярном режиме также были получены покрытия, содержащие ГА, но их фазовый состав более сложный. Помимо Ca10(PO4)6(OH)2, в покрытии присутствуют Ca3(PO4)2, CaHPO42H2O, Ca(PO3)23H2O, CaO2P2O5.
На рисунке 2.11 приведена микроструктура кальцийфосфатных покрытий, полученных на поверхности титана в цитратсодержащем (а-г) и ацетатсодержащем электролитах (г-д). На светлопольных и темнопольных изображениях просматриваются отдельные частицы (кристаллиты) покрытия, размером от 10 до 100 нм. Микродифракционные картины имеют точечно-кольцевой вид и представляют собой совокупность точечных рефлексов, принадлежащим фазам, обнаруженным РФА. Расшифровка микродифракций (рис. 2.11 б, е) подтвердила в покрытии, сформированном в цитратсодержащем электролите, наличие оксида титана TiO2 в модификации анатаза и рутила, а ацитатсодержащем - Ca10(PO4)6(OH)2 и -Ca3(PO4) (рис. 2.11 г, з, табл. 2.11-2.12).
