Содержание к диссертации
Введение
Глава 1. Фосфаты кальция: синтез, свойства и применение в медицине (литературный обзор)
1.1. Семейство фосфатов кальция. Их биологическая роль и применение 11
1.1.1. Классификация ортофосфатов кальция 12
1.1.2. Структура ортофосфатов кальция 16
1.1.3. Перспективы и проблемы применения фосфатов кальция 19
1.2. Синтез гидроксиапатита и композитов на его основе 23
1.2.1. Современные способы получения гидроксиапатита 23
1.2.2. Композиты на основе гидроксиапатита 28
1.3. Апатитовые покрытия имплантатов как модификация поверхности. Покрытия на титане 34
Глава 2. Методики синтеза и методы исследования
2.1. Получение гидроксиапатита в водном растворе 36
2.2. Получение гидроксиапатита в модельной жидкости организма (SBF) 37
2.3. Микроэмульсионный способ получения гидроксиапатита 37
2.4. Импрегнирование углеродистых имплантатов гидроксиапатитом 38
2.5. Синтез композитов гидроксиапатита с биополимерами при мольном соотношении Са:Р=1.67 39
2.6. Синтез композитов гидроксиапатита с биополимерами при мольном соотношении Са:Р 1.67 39
2.7. Получение покрытий на титане 40
2.8. Методы исследования образцов 42
2.8.1. Рентгенофазовый анализ 42
2.8.2. Сканирующая электронная микроскопия и рентгеноспектральний микроанализ 44
2.8.3. Инфракрасная спектроскопия 46
2.8.4. Просвечивающая электронная микроскопия 49
2.8.5. Определение микротвердости 50
2.8.6. Другие методы исследования 51
Глава 3. Оптимизация процесса синтеза гидроксиапатита. импрегнирование имплантатов гидроксиапатитом и исследование резорбируемости полученных материалов in vitro
3.1. Сокращение времени синтеза 52
3.2. Введение модифицирующих добавок 55
3.3. Проведение синтеза гидроксиапатита в модельной жидкости организма 61
3.4. Использование микроэмульсионного способа получения гидроксиапатита 64
3.5. Импрегнирование гидроксиапатитом многофункциональных углерод-углеродных имплантационных материалов и исследование резорбируемости in vitro 70
Глава 4. Синтез и свойства композитов гидроксиапатита с биополимерами
4.1. Композиты, полученные при идеальном мольном соотношении Са:Р= 1,67 81
4.1.1. Композиты «гидроксиапатит / хондроитинсульфат» 82
4.1.2. Композиты «гидроксиапатит / желатин» 86
4.1.3.Композиты «гидроксиапатит / хондроитинсульфат / желатин» 90
4.1.4. Влияние ализаринового красного, температуры и режима смешения на характеристики композитов гидроксиапатита с хондроитинсульфатом и желатином 93
4.2. Композиты, полученные при мольном соотношении Са:Р 1,67 .97
4.2.1. Композиты «гидроксиапатит / хондроитинсульфат», полученные при избытке иона кальция в растворе 99
4.2.2. Композиты «гидроксиапатит / желатин», полученные при избытке иона кальция в растворе 102
4.2.3. Композиты «гидроксиапатит / хондроитинсульфат / желатин», полученные при избытке иона кальция в растворе 105
Глава 5. Получение и исследование покрытий на титане
5.1. Покрытия, содержащие фосфаты и карбонаты кальция 111
5.2. Влияние добавок Fe , Fe и ализаринового красного на характеристики покрытий 123
5.3. Композиционные покрытия на титане 131
Выводы 139
Список литературы 141
- Перспективы и проблемы применения фосфатов кальция
- Использование микроэмульсионного способа получения гидроксиапатита
- Влияние ализаринового красного, температуры и режима смешения на характеристики композитов гидроксиапатита с хондроитинсульфатом и желатином
- Покрытия, содержащие фосфаты и карбонаты кальция
Введение к работе
Актуальность темы. Гидроксиапатит (ГА) Саю(Р04)б(ОН)2 является
основным неорганическим компонентом костной и зубной ткани человека и
животных, поэтому возрастающий интерес к материалам на основе ГА
обусловлен возможностями их использования в репаративной медицине. В
настоящее время известны различные способы синтеза ГА, однако как
биологические, так и механические свойства чистых порошков оставляют
желать лучшего. Уникальные свойства нативной костной ткани связаны с
сочетанием в ней органических (белки коллагеновой природы, полисахариды
и др.) и неорганических (ГА и примеси других кальцийфосфатных фаз)
составляющих, поэтому представляется целесообразным развитие новых
методов синтеза композитов ГА, позволяющих получать частицы,
включенные в биополимерную матрицу. При этом возможно добиться как
улучшения биосовместимости, так и увеличения твердости материалов. С
другой стороны, свойства как самого ГА, так и композитов на его основе
зависят от размера частиц, поэтому усилия многих исследователей
направлены на получение нано-ГА, применение которого в качестве
наполнителя прочных углеродистых имплантатов открывает широкие
перспективы «оживления» инертных материалов-матриц в
восстановительной хирургии. В этом случае представляет интерес также исследование резорбируемости кристаллов определенного состава, размера и морфологии в порах импрегнированного имплантата.
Нанесение гидроксиапатитовых покрытий на титановые имплантаты производится с целью улучшения биосовместимости и коррозионной стойкости материалов, применяемых в восстановительной хирургии и стоматологии и сопряжено с многочисленными трудностями: во—первых, все известные способы получения покрытий на титане требуют дорогостоящей аппаратуры или длительной многостадийной обработки, во-вторых, толщина образующихся пленок мала, а адгезия кристаллов к поверхности титана неудовлетворительна, в результате чего пленки не выдерживают испытаний при стерилизации и перемешивании в модельных жидкостях организма, в-третьих, представляет сложность получение однородных по толщине слоев на изделиях сложной формы, применяемых для медицинских целей. Таким образом, актуальной проблемой является разработка новых способов получения кальцийфосфатных покрытий на поверхности титана и исследование их резорбируемости in vitro. Цель работы: разработка новых методов экспресс-синтеза ГА, композитов и покрытий на его основе и изучение зависимости свойств от состава этих материалов. Для достижения поставленной цели решались следующие задачи:
-
Разработка новых способов экспресс-синтеза нанокристаллического ГА, отличающихся простотой исполнения.
-
Исследование возможности импрегнирования углеродистых имплантатов ГА и снижения его резорбируемости in vitro при различных значениях рН среды.
-
Получение композитов ГА с биополимерами, изучение зависимости твердости полученных материалов от их состава и условий синтеза.
-
Установление влияния избытка ионов кальция в растворе на состав и свойства образующихся композитов в системах «ГА - биополимер».
-
Формирование биоактивных покрытий на титане осаждением из растворов и исследование влияния неорганических (соли железа) и органических (биополимеры) добавок на целевые характеристики (резорбируемость, адгезия).
Научная новизна:
-
Доказано, что доминирующим фактором при синтезе кристаллов ГА стехиометрического состава из растворов является скорость смешения реагентов; предложено использование ализаринового красного в качестве нуклеатора; разработан способ синтеза нанокристаллического ГА в микроэмульсионных системах.
-
Получены экспериментальные данные о резорбируемости ГА в составе импрегнированных имплантатов в зависимости от состава, размера и морфологии кристаллов.
-
Исследованиями композитов ГА с биополимерами (хондроитинсульфат, желатин) установлено возрастание микротвердости с увеличением соотношения Са/Р. Обосновано преимущество хондроитинсульфата как реакционной среды и активного реагента по отношению к Са 2+.
-
Разработан метод химического осаждения пленок карбоната кальция на титан и установлены закономерности изменения их состава до кальцийфосфатных фаз. Обнаружено положительное влияние примесей ионов Fe на характеристики пленок (адгезия, резорбируемость). Практическая значимость результатов работы:
Разработанные методы экспресс-синтеза ГА могут быть рекомендованы для создания материалов с пониженной резорбируемостью в кислой среде, применяемых в стоматологии и восстановительной хирургии.
Синтез композитов ГА с гетерополисахаридами и полипептидами при избытке Са2+ открывает возможности получения материалов с заданным качественным и количественным составом и высокой твердостью.
Предложенный способ нанесения ГА на титан позволяет формировать покрытия контролируемого состава, морфологии, кристалличности и толщины при наличии хорошей адгезии, не требует дорогостоящего оборудования и может быть модифицирован для получения не только гидроксиапатитовых, но и других покрытий. Положения, выносимые на защиту:
1. Способ осаждения кристаллического ГА в водном растворе или модельной жидкости организма (SBF) с обязательным капельным смешением реагентов и добавлением нуклеатора, позволяющий на несколько порядков сократить время процесса по сравнению с известными в таких системах. Способ синтеза нанокристаллического ГА в микроэмульсионных системах.
2. Характер влияния размера кристаллов, фазового и элементного состава на
резорбируемость ГА в составе импрегнированых углеродистых имплантатов
в кислой и слабощелочной среде.
3. Зависимость состава и свойств композитов ГА с биополимерами от
соотношения Са:Р в растворе и типа биополимера как основа получения
композитов с высокой микротвердостью.
4. Новый способ осаждения карбонатных пленок на поверхности титана с их
последующей трансформацией в фосфатные и гидроксиапатитовые и
возможность моделирования резорбируемости покрытий.
Публикации и апробация работы.
По материалам диссертации поданы заявки на изобретения, получен 1 патент, опубликовано 18 работ, из которых 8 статей в журналах, входящих в утвержденный ВАК РФ перечень научных изданий. Результаты исследований были доложены на III Всероссийской конференции «Физико-химические процессы в конденсированных средах и на межфазных границах» (Воронеж, 2006); Всероссийском совещании «Биокерамика в медицине» (Москва, 2006); III Всероссийской научно-методической конференции «Пути и формы совершенствования фармацевтического образования. Создание новых физиологически активных веществ» (Воронеж, 2007); VI Всероссийской конференции «Нелинейные процессы и проблемы самоорганизации в современном материаловедении (индустрия наносистем и материалы) » (Воронеж, 2007); IV Всероссийской научной конференции «Физико-химические процессы в конденсированных средах и на межфазных границах» (Воронеж, 2008); VII Всероссийской конференции «Нелинейные процессы и проблемы самоорганизации в современном материаловедении (индустрия наносистем и материалы) » (Воронеж, 2009), V Всероссийской конференции «Физико-химические процессы в конденсированных средах и на межфазных границах» (Воронеж, 2010); 66 региональной научной конференции по фармации и фармакологии (Пятигорск, 2011); Структура диссертации.
Диссертация состоит из введения, пяти глав, выводов, списка литературы (205 наименований). Работа изложена на 157 стр., включая .. рисунков и .. таблиц.
Перспективы и проблемы применения фосфатов кальция
В самое последнее время были получены сенсационные результаты о том, что при имплантировании некоторых фосфатов в мягкие ткани животных на них происходил остеосинтез, то есть материалы способны проявлять имманентную остеоиндуктивность (т.е. способны вызывать формирование костной ткани de novo, без искусственного введения факторов роста). Это открывает совершенно новые перспективы для инженерии костной ткани. Ранее считалось, что ГА и. другие фосфаты кальция не обладают такими свойствами [37].
В стоматологии прослеживается устойчивая тенденция использования прекурсоров для образования ГА дентина in vivo. Применяются композиционные материалы, содержащие АФК, ОКФ, ДКФ и т.д. Например, авторы [38] исследовали потенциал реминерализации АФК в виде гибрида с Si02/Zr02, а также чистый АФК, в смеси с фотополимеризуемыми мономерами. В организме АФК постепенно образует ГА с нужной структурной организацией. Также популярным является соединение Саіо(Р04)б(ОН)2-х-у(СОз)х/уРу, где х=0.01-0.3, у=0.01-0.4, используемое как компонент зубных паст (например, «SPLAT») для восстановления зубной эмали и предотвращения кариеса. Необходимым условием является аморфное строение и равномерное распределение СОз " и F" в карбонатзамещенном фторапатите.
Кальцийфосфатные цементные пасты используется для заполнения промежутков между имплантатом и костью, а также дефектов дентина, зубной эмали и пульпарной полости зуба. Кальцийфосфатные цементы состоят из комбинаций водных растворов и порошков фосфатов кальция, исключая ГА. Такие смеси при гидролизе превращаются в кальций-дефицитный ГА или октакальцийфосфат, так как ГА является самой стабильной фазой в водном растворе при нейтральном и щелочном значении рН. [39-41]. Кристаллы кальцийдефицитного ГА с мольным соотношением Са/Р = 1.5, образующиеся первоначально при затвердевании эквимолярной смеси тетракальцийфосфата и безводного дикальцийфосфата, постепенно созревают, что приводит к увеличению молярного соотношения Са/Р. Характеристики всех этих цементов в большой степени зависят от соотношения ингредиентов [42, 43]. К достоинствам фосфатных цементов следует отнести их высокую биоактивность, биосовместимость, пластичность, что очень удобно при заполнении костных дефектов или пломбировании зубных каналов. Однако прочность таких материалов оставляет желать лучшего.
В краниопластике широко используются как цементы на основе фосфатов кальция, так и «армированные» материалы, сетки на основе титана и тантала, стержни и штифты с покрытием из ГА. По сравнению с синтетическими полимерами соответствующие материалы реже вызывают реакцию отторжения, однако проблемой является низкая биоактивность. Производство ГА керамик включает процессы, относящиеся к росту кристалла и обычно состоит из трех этапов: (1) приготовления апатитового порошка, (2) прессовки порошка с приданием соответствующей формы, (3) спекания его в температурном интервале 900-1200 С. Наиболее популярные реакции для приготовления апатитового прекурсора приведены в главе 1.2.1. Во время температурной обработки частицы обычно увеличиваются в размере до 50-100нм. При спекании спрессованных апатитовых порошков частицы далее увеличиваются до 600нм-3мкм. Гидроксиапатит является одним из наиболее приемлемых материалов для изготовления искусственных имплантатов в силу своей прекрасной биосовместимости. К сожалению, не удается получить керамику с необходимой прочностью на основе чистого ГА, что существенно ограничивает область ее применения. Керамика на основе ГА характеризуется довольно низкой стойкостью к распространению трещин и большим разбросом экспериментальных значений прочности от образца к образцу. Влажная среда, имитирующая среду организма, лишь усугубляет эти отрицательные свойства керамики. Из-за этих причин ведется интенсивный поиск новых композиционных материалов с улучшенными механическими характеристиками. Низкая растворимость синтетического ГА (см. таб. 1.1) оборачивается его невысокой биоактивностью: кость медленно врастает в керамический имплантат. Для повышения биоактивности ГА разбавляют более растворимыми фосфатами кальция, например трехзамещенным ортофосфатом, или же изготавливают пористую ГА-керамику. Костная ткань прорастает в поры имплантата, тем не менее наличие крупных пор заметно ухудшает его прочность [6].
Предложен оригинальный метод синтеза пористой ГА-керамики с использованием готового остова из СаСОз , особенности структуры которого наследует получаемый ГА. С этой целью применяют такой природный материал, как коралл (основное вещество скелета СаСОз), который при длительном нагревании в растворе гидрофосфата аммония в автоклаве переходит в ГА, сохраняя исходную пористую структуру коралла [44]. В клинической практике кальций-фосфатные биокерамики должны использоваться: 1) как порошки; 2) как небольшие по своему размеру иплантаты, не несущие нагрузки, например имплантанты среднего уха; 3) с армирующими, укрепляющими металлическими стержнями, как импланты в стоматологии; 4) покрытия, композиты; 5) пористые имплантаты малой нагрузки с возможностью прорастания костной ткани, действующей как естественный усиливающий фактор [12].
Специалистами ЗАО «Полистом» разработаны новые композиционные материалы: капкол, колапол КП, колапол КП-2, колапол КП-3 и др. Эти материалы дешевле зарубежных и отечественных аналогов [45]. Выпускаются гранулы Interpore 200, Proosteon, Osteogen различного размера (ЗООмкм - 9мм) для применения в восстановительной хирургии и стоматологии, а также суспензии, содержащие 5%, 10% ГА (ВФС 42-3430-99), пасты 18%, 30% и 45% (ВФС 42-3431-99), но по-прежнему остаются актуальными проблемы синтеза материалов с улучшенными биологическими и механическими характеристиками: как показали исследования in vivo, большая часть из нагруженных имплантантов быстро разрушается, биологическая усвояемость чистого ГА также оставляет желать лучшего [19].
Многими авторами были опубликованы обзоры, содержащие набор требований к материалам, претендующим на роль заменителей костной ткани. Среди них особое значение имеют механические и биологические свойства имплантатов. Сравнение механических свойств упомянутых в статье материалов и костной ткани приведено на рис. 1.2, где все материалы расположены на координатной плоскости в соответствии со значениями их жесткости (упругости) и трещиностойкости [8], [46].
Разумным компромиссом между противоречивыми требованиями, предъявляемыми к костным имплантатам, являются композиты ГА-полимер, которые обладают близкими к кости механическими свойствами и проявляют высокую биоактивность. Отчетливые перспективы при залечивании небольших костных дефектов сулит применение уже упомянутого регенерационного подхода, где на первое место у материалов выходят их биологические свойства. Сам факт разработки материалов, стимулирующих остеосинтез, означает, что после почти полувекового активного применения биоматериалов приходит понимание исключительной сложности задачи восстановления и замены костной ткани.
Использование микроэмульсионного способа получения гидроксиапатита
Свойства перспективных материалов на основе гидроксиапатита критическим образом зависят от размера кристаллов и их морфологии. Часто попытки получения наноразмерного ГА приводят к образованию агрегатов, которые достаточно быстро формируют кластеры размером более ЮОнм.
Поэтому среди множества различных путей синтеза ГА особую группу представляет малоизученный эмульсионный способ, так как он позволяет уменьшить размер частиц, ограничить их рост и выделить практически негидратированную дисперсную фазу. Ранее метод использовался для получения полупроводников, катализаторов, магнитных частиц, лекарств [137]. .
Принцип применяемого метода состоит в том, что один из реагентов (А) растворяется в микрокаплях воды микроэмульсии «вода в масле», а второй (В) - в микрокаплях воды другой микроэмульсии «вода в масле»
Затем две микроэмульсии смешиваются. Вследствие очень малого размера капельки принимают участие в броуновском движении. Они непрерывно сталкиваются, образуя димеры и другие агрегаты. Такие агрегаты имеют короткое время жизни и быстро распадаются на капли первоначального размера. В результате непрерывно протекающих процессов коалесценции и самопроизвольного диспергирования содержимое микрокапель равномерно распределяется по всем каплям, в которых протекает реакция. Продукт реакции в конечном счете выпадает в осадок.
Микроэмульсии типа «вода в масле» с использованием бис-2-этилгексилсульфосукцината натрия (торговое название АОТ) в качестве ПАВ устойчивы в широкой области составов и состоят из монодисперсных капель. Примечательно, что сам гидрофобный эмульгатор АОТ содержит сульфогруппы (рис.3.9), которые, вероятно, участвуют в связывании кальция внутри микроэмульсионных капель прекурсора.
Размер капель, рассчитанный из геометрических соображений, пропорционален молекулярному соотношению \У=[вода]/[ПАВ]. Это было подтверждено экспериментально методами светорассеяния [138].
В первом приближении этот размер можно рассчитать по уравнению: г = 0.18W+1.5, где г - гидродинамический радиус, в нм. Таким образом, размер" капель можно задавать, изменяя W. При этом допускается, что изолированные капли воды контролируют рост частиц. На самом деле система несколько сложнее, поскольку в результате роста первичных капель индуцируются вторичные процессы, оказывающие влияние на конечный размер частиц. К таким процессам относятся оствальдово созревание и флокуляция. При изучении аналогичных процессов [139] было установлено, что скорость нуклеации и роста в микроэмульсионной среде лимитируется скоростью межкапельного обмена, а размер частиц обычно оказывается существенно меньшим, чем размер капель, содержащих эти частицы. Например, в работе [138] найденное значение радиуса микроэмульсионных капель примерно в 1 Ораз больше радиуса полученных частиц.
В нашем случае наночастицы ГА образовались в результате обычной «водной» реакции, обсуждаемой в разделе 3.1: 10Ca(NO3)2 + 6(NH4)2HP04 + 8NH3 + 2Н20 - Саю(Р04)б(ОН)2 + 2ONH4NO3
Главная особенность этого процесса состоит в контакте между двумя водорастворимыми солями, который происходит при кратковременном слиянии капелек (рис.3.10). В результате ряда последовательных процессов образуются стабильные наночастицы ГА (рис.3.11). При этом особенно важно, чтобы образующиеся частицы ГА были предельно малого диаметра, так как от этого зависят свойства материалов. В соответствии с выбранным соотношением \У=[вода]/[ПАВ] ожидаемый размер частиц не превышает 15 нм.
Методом ПЭМ установлено, что частицы имеют анизотропную форму (длина 10-20 нм и ширина 2-4 нм) и покрыты аморфной оболочкой (рис.3.12).
В дальнейшем образцы нагревали до 250С и выдерживали при этой температуре 24 часа (проба I) и 48 часов (проба II). Согласно литературным данным [12], в данном температурном интервале происходит постепенное укрупнение частиц без существенных изменений фазового состава. На рис.3.13 и 3.14 приведены микрофотографии образцов I и П. Размер образующихся частиц не превышает 25 нм (образец I) и 40 нм (образец II).
Ранее методами высокоразрешающей просвечивающей электронной микроскопии (ВРЭМ) и электронной микродифракции (нанодифракции) другими авторами [117] было доказано, что при умеренных значениях рН и температур осаждаемый ГА имеет кристаллическую структуру независимо от размеров частиц. В ранних работах по механизму образования ГА считалось, что на начальной стадии реакции выпадает только аморфная фаза, состоящая из кластеров, образующих основу будущего кристалла. Аморфное состояние материала обосновывалось отсутствием четких пиков на рентгенограмме. Однако дальнейшие электронографические исследования показали, что уширение дифракционных рефлексов связано с малым размером кристаллов. Кроме того, наблюдается ослабление и изменение относительной интенсивности отражений при рассеянии от самых малых частиц. Таким образом, только комбинация исследовательских методов обеспечивает правильную интерпретацию экспериментальных данных о фазовом составе и морфологии частиц. В работе [117] только использование электронного зонда диаметром 3.5-1 Онм дало возможность выявить кристаллическую структуру наночастиц ГА.
Наши данные подтвердили ограниченность метода РФА в определении фазового состава в случае малоразмерных объектов: четкие дифрактограммы для образцов получить не удалось, уширение пиков в соответствии с формулой Шеррера говорит об уменьшении области когерентного рассеяния, поэтому размеры частиц и агрегатов определяли методами ПЭМ и СЭМ.
Типичный ИК-спектр образцов характеризуется наличием полос колебаний ОН-групп (v=3606, 3380 см"), полосами валентных и деформационных колебаний фосфатных групп и карбонатной группы. Присутствуют полосы при частотах 1425 и 873 см"1, отвечающие колебаниям карбонатных групп, а также полосы валентных колебаний воды.
Пик 1039 см" , не образующий ярко выраженного триплета, подтверждает образование карбонатгидроксиапатита [18]. Таким образом, несмотря на микроэмульсионный метод синтеза, все исследованные ГА содержали некоторое количество карбонатзамещенного гидроксиапатита, который присутствовал и при водных синтезах ГА.
По данным элементного анализа полученные образцы являются гидроксиапатитом с примесями других кристаллических фаз, мольное соотношение Са:Р изменяется в пределах 1,65-1,79. Таким образом, одновременно с уменьшением размера частиц появляется проблема присутствия дополнительных кальцийфосфатных фаз в образцах. Содержание примесей уменьшается со временем. Возможно, одной из причин является локальное изменение рН в каплях микроэмульсии, так как известно, что при снижении рН возрастает вероятность образования различных фосфатов кальция, при этом мольное соотношение Са:Р изменяется в пределах от 0.5 до 2.0 [см. лит.обзор, табл. 1.1].
Отклонение этого соотношения от идеального значения 1.67 в большую или меньшую сторону также зависело от порядка смешения реагентов. При добавлении кальциевой эмульсии к фосфатной в основном образовывались кальцийдефицитные фазы (Са:Р = 1.65-1.66), при добавлении фосфатной эмульсии к кальциевой - наоборот (Са:Р = 1.68-1.79). В последнем случае предполагается наличие в образцах фазы тетракальцийфосфата (Са РО О), имеющего близкое структурное сходство с ГА.
При добавлении стеарата или пальмитата натрия в качестве дополнительного (гидрофильного) эмульгатора образуется двойная эмульсия, причем гидроксиапатит в любом случае остается в водной фазе (внутренние маленькие капельки на рис.3.15).
Влияние ализаринового красного, температуры и режима смешения на характеристики композитов гидроксиапатита с хондроитинсульфатом и желатином
При добавлении ализаринового красного (С) в реакционную смесь для синтеза композитов «ГА/хондроитинсульфат/желатин» было обнаружено, что данный модификатор изменяет внешний вид и слегка повышает твердость композитов (таб.4.4), но практически не влияет на степень адсорбции органических компонентов. В большинстве случаев при различных режимах синтеза добавление ализаринового красного вызывает увеличение размера кристаллов и уменьшение времени кристаллизации. На рис.4.10 и 4.11 приведены микрофотографии композитов ГА с хондроитинсульфатом и желатином, синтезированных без добавок (размер частиц ГА составляет 50-100нм) и в присутствии ализаринового красного (размер частиц ГА составляет 160-200нм), соответственно. Осадки, представленные на микрофотографиях, не подвергались высокотемпературной обработке. Согласно данным ИК-спектроскопии, в образцах, синтезированных с добавлением ализаринового красного более интенсивно образуются водородные связи. Полоса колебаний свободной гидроксильной группы наблюдается при v(OH) 3626 см"1, ассоциированной межмолекулярными водородными связями - при 3200-3600 см"1. Достаточно четко проявляются полосы, относящиеся к внутримолекулярным водородным связям (2800-3000 см"1). Ярко выражены полосы валентных и деформационных колебаний фосфатных групп (1044, 606, 568 см"1) и карбонатной группы (1422 см"1) [124, 125].
Таким образом, все полученные образцы характеризуются наличием адсорбционных взаимодействий между органической и неорганической составляющей, большую роль играют водородные связи, причем гидроксильная группа ГА не принимает участия в образовании настоящих химических связей с биополимерами и служит, по-видимому, для увеличения степени гидратации. Все функциональные группы органических соединений, наоборот, задействованы в образовании слабых связей с ГА, причем частота колебаний соответствующих групп изменяется не только при образовании композита, но и при изменении температуры.
На рис.4.12 приведены для сравнения дифрактограммы образцов композита ГА с хондроитинсульфатом и желатином, синтезированных в присутствии ализаринового красного и без него в течение суток. Следует заметить, что образцы композитов, содержащих желатин, часто получаются рентгеноаморфны. По рисунку видно, что модификатор способствует кристаллизации, в результате чего соответствующий образец содержит меньше аморфной составляющей. По данным элементного анализа при введении ализаринового красного в системы содержание органических компонентов в композитах не изменялось (табл.4.4).
Одномоментное смешение реагентов с их последующим перемешиванием в аналогичных условиях всегда приводило к образованию аморфных продуктов. Температурный режим влиял только на размер и степень гидратации образующихся частиц, т.е., соответственно, на внешний вид образующихся осадков ГА. Укрупнение кристаллов происходило при постепенном увеличении температуры во время синтеза с 15С до 55С.
Результатом проведенных экспериментов является определение оптимальных условий синтеза: температуры, порядка добавления биополимеров и их концентрации. Далее в разделе 4.2 использовалась 0.25% концентрация хондроитинсульфата, 0.5% концентрация желатина, температуру увеличивали с 15С до 55С в течение первого часа синтеза, затем поддерживали постоянной (55С).
Покрытия, содержащие фосфаты и карбонаты кальция
Был предложен простой и быстрый способ обработки поверхности титана, который может быть воспроизведен в любой лаборатории, а также в дальнейшем модифицирован для соответствующих медицинских целей, так как позволяет моделировать состав, толщину, адгезию, кристалличность и прочность наносимых покрытий (см. экспериментальную часть, раздел 2.6).
В предложенном способе лучшая адгезия покрытия к металлической поверхности достигается за счет обработки титана углекислым газом, образующимся при реакции разложения гидрокарбоната кальция в водном растворе. В литературе не найдено соответствующего объяснения протекающих при этом процессов. Известно [141], что при нагревании титан реагирует со слабыми (но концентрированными) органическими кислотами, хотя практически не взаимодействует с такими агрессивными реагентами, как концентрированные H2SO4 и HNO3. Эта особенность поведения титана обусловлена наличием на его поверхности тонкой пассивирующей пленки оксидов, и в этом отношении титан напоминает алюминий. Поэтому энергичные окислители способствуют лишь уплотнению этой пленки, которая предохраняет металл от воздействия реагента. Такие кислоты, как HF, Н2С2О4 и т.д., являющиеся источниками кислотных остатков для образования прочных ацидокомплексов, растворяют пассивирующую пленку. Далее сам металл начинает реагировать с этими кислотами, так как в ряду напряжений находится значительно левее водорода (ф(Ті /Ті) = -1.63В, (р(Ті+ /Ті) = -0.86В). Общая схема взаимодействия выглядит следующим образом:
Ті02 + 6HF = H2[TiF6] + 2Н20
Ті02 + 3H2C204 = Н2[Ті(С204)з] + 2Н20
и далее:
Ті + 6HF = H2[TiF6] + 2Н2
Ті + 3H2C204 = Н2[Ті(С204)з] + 2Н2
Можно предположить, что угольная кислота также способна частично растворять оксидную пленку (ТЮ2), что способствует образованию активных участков на поверхности титана, однако комплексные карбонаты типа М2[Э(СОз)2], М[Э(СОз)2], М6[Э(СОз)з] типичны для немногих элементов (Э), среди которых Be, Sc, Y, La, Th, Се, и т.д. [142], причем растворимость этих комплексов выше, чем у нормальных карбонатов. Для титана подобные соединения в литературе не описаны.
Известно также [146-148], что насыщенные растворы гидрокарбонатов способны реагировать с оксидом титана (ТіСЬ) с образованием СаТіОз (модификация перовскита), поэтому хорошая адгезия покрытия к металлической поверхности может достигаться за счет образования переходного нано-слоя, состоящего из титаната кальция.
Кроме того, причиной изначально слабой адгезии покрытий, полученных другими способами, является наличие на межфазной границе хрупкого субоксида титана Ті60 [149-150], поэтому можно также предположить, что данный способ обработки приводит к растворению этого оксида, в результате чего поверхность чистого титана прочно удерживает кристаллы кальцита, адгезия покрытий резко увеличивается. Данные предположения носят характер гипотез.
Для нанесения покрытия использовали растворы нитрата кальция и гидрокарбоната натрия. Реакция протекает согласно уравнению: Ca(N03)2 + 2NaHC03 = СаС03 + С02 + Н20 + 2NaN03
Обработка титана выделяющимся углекислым газом приводит к лучшей адсорбции карбоната кальция. Поверхность металла приобретает матовый белесый оттенок, при дальнейшей выдержке пластин в реакционной смеси толщина покрытий быстро увеличивается и практически не зависит от концентраций исходных растворов (в диапазоне концентраций 0.1М - 1М). На рис. 5.1 представлен график зависимости толщины покрытия от времени осаждения при температуре 25С и условии смешения 1М растворов.
Обнаружено, что дополнительная обработка поверхности титана (зачистка наждачной бумагой, кипячение в растворах щелочей, травление кислотами, иодом) не дает лучших результатов.
Согласно данным РФА, образующийся на поверхности титана карбонат кальция кристаллизуется в виде кальцита. На рис.5.2 приведена дифрактограмма, содержащая характерные пики, соответствующие межплоскостным расстояниям титана (d = 2.556, 2.341, 2.241, 1.728, 1.477, 1.336 А) и образующегося кальцита (d = 3.035, 2.495, 2.285, 2.095, 1.913, 1.875 А) [178].
Методом SEM установлено, что после осаждения в течение 15 мин. формирующиеся кристаллы образуют сростки с признаками двойникования, максимальный размер агрегата достигает 5 мкм (рис.5.3).
Проведение осаждения в кипящем растворе существенно ухудшает качество покрытий, что связано, по-видимому, с увеличением скорости протекающей реакции и, следовательно, недостаточной обработкой поверхности, а также с ростом образующихся кристаллов, грани которых достигают размера 5 мкм (рис.5.4).
Покрытие легко отслаивается при нагревании. Согласно данным РФА и элементного анализа, образцы содержат кальцит. При условиях эксперимента титан не образует дополнительных фаз (рис.5.5).
Значительное отслаивание покрытий наблюдается при толщине более Юмкм. В таблице 5.1 приведены результаты испытаний хирургических титановых пластин с кальцийкарбонатным покрытием. Определения адгезии проводились методом решетчатых надрезов (РН) и параллельных надрезов (ПН), наилучшей адгезии соответствует 1 балл по обеим шкалам.
