Содержание к диссертации
Введение
1. Обзор литературы 12
1.1. Инженерия костной ткани — новая технология 12
1.2. Состав, структура и свойства костной ткани 17
1.3. Строение и свойства фосфатов кальция 21
1.4. Общие принципы технологии материалов на основе
фосфатов кальция 33
1.5. Изготовление высокопористых материалов на основе фосфатов кальция...39
1.6. Строение и свойства биополимеров 49
1.7. Пористые композиционные материалы 54
Цель работы 57
2. Материалы и методы исследования 58
2.1. Исходные материалы 58
2.1.1 Синтез гидроксиапатита и карбонатгидроксиапатита 58
2.1.2 Синтез порошка трикальцийфосфата 59
2.2. Методы исследования 60
2.2.1. Определение удельной поверхности порошка 60
2.2.2. Определение линейной усадки образцов при обжиге 60
2.2.3. Определение общей пористости материала 61
2.2.4. Рентгенографические исследования и ИК-спектроскопия 61
2.2.5. Метод дифференциального термического анализа 62
2.2.6. Определения вязкости растворов 62
2.2.7. Электронная и просвечивающая микроскопия 62 .
2.2.8. Определение растворимости материала 63
2.2.9. Определение прочности и эластичности материала 64
2.2.10. In vitro испытания 65
2.2.11 In vivo испытания 67
3. Технология пористых композиционных материалов с керамическим каркасом 69
3.1. Исследование свойств порошков 69
3.2. Исследование свойств керамических каркасов 72
3.3. Технология пористых керамических каркасов на основе ГА, ТКФ пропитанных биополимерами 82
3.4. Исследование свойств композиционных матриксов 85
3.4.1. Исследование микроструктуры 85
3.4.2. Исследование прочности композиционных матриксов 92
3.4.3. Проведение испытаний in vitro 99
4. Технология пористых композиционных материалов с полимерным каркасом 101
4.1. Получение керамических гранул 101
4.2. Исследование свойств порошков и гранул 102
4.3. Технология пористых биополимерных матриксов 107
4.4. Технология композиционных материков с полимерным каркасом 115
4.5. Исследование свойств композиционных матриксов
4.5.1. Исследование фазового состава материалов 117
4.5.2. Исследование микроструктуры материалов 120
4.5.3. Исследование растворимости материалов 123
4.5.4. Исследование эластичности материалов 126
4.5.5. Проведение испытаний in vitro 128
4.5.6. Проведение испытаний in vivo 1 5. ВЫВОДЫ 134
6. СПИСК ЛИТЕРАТУРЫ
- Состав, структура и свойства костной
- Определение линейной усадки образцов при обжиге
- Технология пористых керамических каркасов на основе ГА, ТКФ пропитанных биополимерами
- Технология композиционных материков с полимерным каркасом
Введение к работе
Актуальность проблемы.
Поражения костных тканей в результате патологических заболеваний, таких как остеомиелит, остеосаркома, остеопороз, или травм занимают одно из первых мест среди причин смертности, временной нетрудоспособности и развития инвалидности. Для восстановления работоспособности человека поврежденные участки костной ткани замещают имплантатами из биологически инертных (металлы, пластмассы) или активных материалов (фосфатно-кальциевая керамика, биостёкла, костные алло- и аутографты). Однако такой подход не всегда приводит к положительным результатам из-за возможного отторжения организмом инертных материалов, деградации здоровой костной ткани в месте контакта, механический несовместимости ткани-хоста и имплантата, опасности иммунных реакций (аллографты), необходимости вторичных хирургических операций (аутографты).
В последнее десятилетие активно развивается принципиально иная концепция - так называемая тканевая инженерия. Она основана не на замещении, а на регенерации костной ткани. Организм сам может восстанавливать поврежденную костную ткань, если для этого созданы надлежащие условия: имеется матрикс соответствующей архитектуры, на котором происходит наращивание ткани, и необходимые стимулы для остеогенеза. Одним из ключевых моментов этой медицинской технологии является материал матрикса, который должен обладать определенными качествами. Он должен быть биологически совместим с организмом; иметь взаимосвязанные поры размером от 100 мкм до 1 мм и каналами между порами от 10 до 100 мкм, необходимые для обеспечения биологических потоков, прорастания костной ткани, сосудов и нервных окончаний в имплантат; обладать кинетикой биологической деградации (резорбции) в организме, согласующейся с кинетикой остеогенеза; должен обладать достаточными показателями механических свойств, чтобы выдерживать физиологические нагрузки в переходный период.
Полагают, что оптимальным материалом матрикса является композит фосфатно-кальциевая керамика - биополимер, моделирующий по фазовому составу и микроструктурной организации костную ткань. Наиболее перспективными фосфатами кальция для
изготовления композитов является гидроксиапатит (ГА), трикальцийфосфат (ТКФ) и карбонат-замещенный ГА (КГА), а биологическими полимерами - хитозан, желатин и их комбинация.
Разработка физико-химических основ технологии
композиционных материалов, сочетающих биосовместимость и твердость фосфатно-кальциевой керамики с регулируемой резорбируемостью и эластичностью, свойственной биополимерам, является актуальной, пока еще не решенной задачей, имеющей важное социальное значение. Представляет интерес провести исследование в широком диапазоне составов: от полностью керамического до биополимерного, что потребует сочетания разных технологических подходов.
Цель работы. Разработка физико-химических основ формирования микроструктуры и свойств, и создание пористых композиционных материалов в системе фосфатно-кальциевая керамика - биополимер с керамической и биополимерной матрицами для применения в тканевой инженерии.
Для достижения указанной цели в работе решались следующие основные задачи:
разработка основ формирования микроструктуры и свойств высокопористых композиционных материалов (ПКМ) с керамическим каркасом, пропитанных биополимером, и установление влияния химического и фазового состава керамической и полимерной компонент на микроструктуру и свойства ПКМ;
разработка основ формирования микроструктуры и свойств ПКМ с биополимерным каркасом, армированных частицами фосфатно-кальциевого наполнителя; изучение влияния технологических параметров, химического, фазового состава и дисперсности наполнителя на формирование микроструктуры, механических и химических свойств ПКМ;
- изготовление лабораторных партий ПКМ и проведение
сравнительных биологических испытаний in vitro и in vivo с целью
прогнозирования поведения материалов в организме человека.
Научная новизна полученных результатов заключается в следующем:
1) Установлен интервал соотношения компонентов шликера из
порошков фосфатов кальция и полиакриламида, и температурный
режим термической обработки для изготовления керамики с
пористостью 55 - 75%, размером пор 200 - 500 мкм методом пропитки
ячеистого полиуретанового темплата с последующим его выжиганием и
спеканием керамического каркаса.
Созданы высокопористые композиционные материалы с гидроксиапатитовым и трикальцийфосфатным керамическим каркасом, пропитанным хитозаном разной молекулярной массы. Установлены закономерности влияния пропитки на прочность ПКМ; показано, что прочность керамики возрастает до 12 раз в результате залечивания трещин при пропитке. Выявлено, что пропитка позволяет снизить чувствительность прочности пористых ГА и ТКФ матриксов к пористости: коэффициент уравнения М.Ю. Балыпина с ростом концентрации раствора хитозана снижается до 2-х раз. Использование высокомолекулярного хитозана более эффективно для упрочнения керамических каркасов.
Разработаны основы формирования микроструктуры и свойств ПКМ с биополимерным каркасом, армированных частицами и гранулами фосфатно-кальциевого наполнителя: ГА, ТКФ и КГА. Технология основана на вспенивании суспензий с последующей сублимационной сушкой.
Установлено влияние вида и количества (до 85 об.%) наполнителя на микроструктуру, эластичность и кинетику растворения ПКМ в жидкости, моделирующей внеклеточные жидкости организма. Растворимость уменьшается в ряду ТКФ>ГАЖГА вследствие изменения рН от 7 до 9. Эластичность ПКМ с биополимерной матрицей линейно снижается с увеличением содержания наполнителя. Наименьшей эластичностью обладают ПКМ, армированные КГА, обладающего наибольшим значением рН.
Практическая значимость работы состоит в следующем:
Разработаны основы формирования микроструктуры и свойств
ПКМ на основе керамического и полимерного каркасов. Изготовлены
лабораторные партии ПКМ, доклинические испытания которых в
медицинских учреждениях продемонстрировали высокую
биологическую совместимость и перспективность применения ПКМ в клинической практике, в частности для восстановления костной ткани в онкологии.
На защиту выносится:
Параметры технологии ПКМ с керамическим каркасом, пропитанных биополимером, и результаты исследования их микроструктуры, фазового состава и свойств.
Параметры технологии ПКМ с полимерным каркасом, армированным фосфатами кальция, и результаты исследования их микроструктуры, фазового состава, кинетики растворения и механических свойств.
Апробация работы и публикации. Материалы
диссертационной работы доложены на конференциях:
«Международный форум по нанотехнологиям» Москва, 2009г.; «Нанотехнологии в онкологии» Москва, 2009г.; «Всероссийской конференции аспирантов и молодых научных сотрудников» Москва, ИМЕТ РАН, 2008, 2009 гг., 1-й Международной конференции «Функциональные наноматериалы и высокочистые вещества», Суздаль, 2008; «Международном конгрессе по костной и тканевой инженерии» Германия, Ганновер, 2008г.; конференции «Деформация и разрушение порошковых материалов» Словакия, Стара Лесна, 2008г.; «Третьем конгрессе по регенеративной биологии и медицине, и третьем конгрессе немецкого общества по изучению стволовых клеток» Германия, Штутгарт, 2008г.; конференции «Керамика, клетки и ткани» Италия, Фаенца, 2009г.
Работа выполнена в соответствии с планом НИР Учреждения
Российской Академии наук Институт металлургии и материаловедения
им. А.А. Байкова РАН; поддержана проектами программы Президиума
РАН П7, Отделения химии и наук о материалах 5 ОХ; проектом
программы Президиума РАН Фундаментальные науки - медицине
"Разработка и медико-биологические испытания
наноструктурированных и биогибридных материалов, пригодных для имплантации, в том числе для клеточной терапии»; государственным контрактом Миннауки РФ №02.513.12.3008 «Биосовместимые резорбируемые композиты для клеточной регенерации поврежденной
костной ткани»; грантами РФФИ № 06-03-08028офи, № 08-03-09418-моб_з, № 08-08-00224-а.
Основное содержание работы изложено в 17 научных работах (2 патента), 8 из которых - в списке отечественных журналов, рекомендованных ВАК.
Структура и объем работы. Диссертация состоит из введения, 4 глав, выводов и списка используемой литературы, включающего 134 наименования. Диссертация содержит 149 страниц, в том числе 6 таблиц, 50 рисунков.
Состав, структура и свойства костной
В современном мире в результате прогресса в области социальной защиты и здравоохранения растет качество и продолжительность жизни населения. Становится все больше людей преклонного возраста, страдающих такими заболеваниями, как остеопороз, остеосаркома и остеомиелит. Однако в ряде случаев прогресс ведет и к отрицательным последствиям под воздействием человеческого фактора. Растет количество несчастных случаев, связанных с автомобильными и авиакатастрофами, военными конфликтами. Современное состояние экологии приводит к тому, что1 онкологические заболевания, которые проявлялись только у взрослых людей, начинают возникать и у детей. В результате миллионы людей страдают от повреждения костных тканей и с каждым годом их число увеличивается.
Для замещения поврежденной костной ткани давно используют различные материалы: от металлов и керамики до различных полимеров. Применяемые в медицине материалы можно подразделить на биоинертные и биоактивные[6]. Первые не взаимодействуют с тканями организма и, как правило, со временем, отторгаются организмом. К ним относятся: металлы, биоинертная керамика и полимеры. Биоактивные материалы вызывают специфические биологические реакции, приводящие к образованию связи между имплантантом и тканями организма без отторжения. К ним относятся биоактивные керамика, стёкла и полимеры [7]. Преимуществами металлических имплантатов являются относительная дешевизна, технологичность изготовления, высокие прочностные характеристики. В качестве металлических материалов для имплантатов используют нержавеющую сталь, сплавы типа Со-Сг-, стали марок 302 и 304, сплавы титана, например, Ti-AI-V. В результате высокой химической агрессивности среды организма человека проявляются недостатки металлических имплантатов: со временем они корродируют под действием среды организма, из-за чего снижается механическая прочность имплантата, и организм отравляют перешедшие в раствор ионы металлов [8].
К биологически инертной керамике относится корунд и диоксид циркония. Такая керамика обладает биосовместимости, высокой механической прочности, износостойкости и коррозионной стойкости. К недостаткам биоинертной керамики относится хрупкость, различие в химическом составе по сравнению с естественной костью. Следовательно при врастании живой ткани в поры материала не происходит химического взаимодействия между имплантантом и живой тканью, из-за чего имплантант капсулируется. Также биоинертная керамика обладает высоким модулем упругости, что приводит к экранированию нагрузки на прилегающую костную ткань, в результате чего происходит ее деградация [7]. В отличие от керамики, биоинертные полимеры обладают следующими преимуществами: невысокий удельный вес, технологичность, эластичность. Для создания имплантатов используют такие полимеры как полиэтилен, полипропилен, силикон, тефлон, дакрон (ткань), полиметилметакрилат, полиуретан и т.д. Основной недостаток таких материалов - возможность деструкции полимерных молекул в результате воздействия ферментов и свободных радикалов, приводящая к снижению механической прочности. Более того, в процессе деградации от длинной цепи отщепляются мономеры и растворяются в крови, лимфе и других жидкостях человеческого организма, которые, накапливаясь в организме, вызывают отравление (интоксикацию) [9]. -\__ К биологически активной керамике относится керамика на основе фосфатов кальция. Гидроксиапатит — Саю(Р04)б(ОН)2 (ГА) является основной минеральной компонентой костной ткани [10]. В результате керамика на основе фосфатов кальция обладает такими свойствами, которыми не обладают биологические инертные материалы. Такой материал проявляет биологические активные свойства, т.е. организм не воспринимает имплантат как инородное тело и, следовательно, не происходит реакции отторжения (даже на длительных сроках имплантации), и на границе раздела возникает прочная связь. Однако плотная керамика на основе фосфатов кальция обладает недостаточной прочностью и трещиностойкостью [11, 12]. Этим обусловлено проведение большого количества исследований по улучшению механических свойств кальций фосфатной керамики для того, чтобы она могла выдерживать физиологические нагрузки [13,14].
Определение линейной усадки образцов при обжиге
Ключевой проблемой в инженерии костной ткани является создание пористого матрикса (каркаса), который имплантируют в место дефекта с культивированными на нем клетками, необходимыми для остеогенеза. Он должен быть не только биологически совместимым, но и обеспечивать биологические потоки, неоваскуляризацию и замещаться костной тканью de novo [74, 75]. Следовательно, такой матрикс должен обладать высокой і взаимосвязанной пористостью до 95% и размером пор от 100 мкм до 2 мм [76, 77, 78], а также выдерживать необходимые нагрузки в переходный период образования костной ткани.
В последнее время увеличилось количество исследований, направленных на создание пористой керамики на основе ортофосфатов кальция. Разработан ряд технологий высокопористой керамики. Можно выделить следующие основные подходы к получению пористых керамических материалов: 1. Спекание частиц определенного размера и формы для формовании пористости. 2. Введение и последующее удаление добавок. 3. Вовлечение воздуха в суспензию и химическое порообразование (вспенивание). 4. Пропитка ячеистого полимерного матрикса. 5. Использование технологии гранулирования. 6. Заморозка шликера с последующей сублимационной сушкой. 7. Стереолитография. 1. Известно, что при кубической укладке равновеликих шаров пустота составляет почти 50 %. Однако реализовать такую модель упаковки практически невозможно, так как керамические зерна не шаровидные и даже при узком фракционировании различаются по размерам. Кроме того, крупные зерна практически не спекаются, поэтому обычно вводят часть мелких зерен, образующих связку при обжиге, что также снижает пористость, поскольку мелкие зерна располагаются в пустотах между зернами крупных фракций. И, наконец, пористость уменьшается при прессовании керамики как за счет сближения зерен, так и за счет их частичного разрушения [79].
Повышению пористости способствуют следующие факторы: близость формы зерен заполнителя к шаровидной, монофракционность зерен, минимально допустимое содержание тонких фракций, низкое давление прессования. Практически при использовании монофракционных зерен, содержании 10% тонких фракций, давления прессовании 5-10 МПа удается получить керамику с пористостью 35 — 40 % и весьма равномерным строением. Размер пор зависит, главным образом, от размера исходных частиц [79]. При таком методе общая пористость может быть заметно повышена, если заменить плотные зерна заполнителя гранулами с собственной пористостью. Пористость тем выше, чем крупнее размер и собственная пористость гранул. Таким образом достигается пористость 50 - 55% при прессовании и 60 - 65% при изготовлении изделий легкой утрамбовкой или вибрацией. Размер пор может достигать 200 мкм, что соответствует минимальному размеру, необходимому для остеоинтеграции [80].
Вместо округлых частиц могут быть использованы дискретные волокна ГА с длинной и диаметром 2-5 и ОД мкм, соответственно. Такой порошок формовали в стальной цилиндрической форме диаметром 15мм при давлении 5 МПа. Затем сырую заготовку подвергали холодному изостатическому прессованию при давлении 50 МПа. Проводили обжиг при 1000 С. Пористость таких материалов достигает 70%, причем сквозная пористость составляет 95% [81]. Однако размер пор доходит всего лишь до 1 мкм, что не позволит прорастать костной ткани.
2. Чтобы задать размер и форму пор можно использовать различные добавки с последующим их удалением. Метод основан на том, что после удаления добавки остаются поры. Удалять их можно испарением, возгонкой, растворением или выжиганием. Введение растворимых добавок практически используется в цементной технологии. Это обусловлено тем, что цементный камень твердеет при физиологических температурах, после чего его помещают в воду и добавка (например NaCl или ИагСОз) растворяется. В керамической технологии применение растворимых добавок затруднено, поскольку при высоких температурах добавка плавится и может входить в с кристаллическую решетку спекаемого материала. Наибольшее практическое распространение получил вариант с ведением выгорающих добавок.
В качестве выгорающих добавок используют любые горючие материалы, которые, сгорая, полностью уходят из материала до начала активной усадки. К таким материалам относятся древесные опилки, шелуха злаков, мука, сахароза, полимерные гранулы (например сферы полиметилметакрилата) и т.д. Введение выгорающих добавок является радикальным средством повышения пористости, однако их содержание имеет предел 70 %, с превышением которого разрыхляется структура и почти полностью теряется прочность. Этим методом можно повысить пористость керамических изделий примерно до 60-65 % [79].
В работах [82, 83] получили керамику на основе ГА и ТКФ с пористостью до 65%. В керамический шликер вводили до 70 об.% сфер из полиметилметакрилата размером 210-250 мкм. Обжиг керамики проводили при 1000 С. Полимер полностью выгорал при 600 С. После спекания размер пор составлял 190 мкм, а диаметр отверстий между порами от 10 до 40 мкм.
Технология пористых керамических каркасов на основе ГА, ТКФ пропитанных биополимерами
Спекание керамических матриксов сопровождается- усадкой; происходящей в результате уменьшения свободной поверхностной энергии, в результате чего происходит уплотнение и консолидация частиц порошковой массы. Следствием спекания является упрочнение материала. Усадка керамических матриксов, обожженных при 1200 С, составляла от 31 до 34% для ГА с пористостью от 55 до 80% и от 35 до 39% для ТКФ с пористостью от 55 до 80%, соответственно.
Изображения излома, матриксов на основе ГА и ТКФ с пористостью 65% приведены на рис. 10- и 11, соответственно. Видно, что пористость матриксов является связанной и многоуровневой. Во-первых, на макроуровне (рис. 10 а, б) керамический матрикс наследует структуру полиуретановой пены (темплата) с округлыми порами размером от 200 до 500 мкм. Содержание округлых пор составляет около 80% от общего объема пор (расчет выполнен методом секущих по фотографиям рис.10 а, б). При большем увеличении (рис. 10 в) видно, что при выгорании полиуретановой губки образуется пористый каркас, состоящий из керамических полусфер. На стыке керамических полусфер образуется сложная система полостей, связанная между собой порами размером около 50 мкм. Объем пространства полостей составляет около 14% от общего объема пор. В стенках керамического матрикса присутствуют также микропоры неправильной формы, размером менее 2 мкм, которые являются следствием процессов спекания и выгорания полимера-связки (ПАА). Содержание таких пор составляет около 6% от общего объема- пор. Толщина стенок, из которых состоит матрикс, составляет от 50 до 150 мкм (рис 10 б). Стенки состоят из равномерно распределенных по всему объему зерен ГА с ярко выраженными границами, что обеспечивает высокую шероховатость поверхности. Зерна имеют гексагональную форму с размером от 1 до 4 мкм в поперечном сечении. Рис. 10. Изображение СЭМ излома матриксов на основе ГА с пористостью 65% а - 50х, б - ЗООх, в - 500х и г - 5000х отожженного при 1200 С. Структура матриксов на основе ТКФ схожа со структурой матриксов на основе ГА (рис. 11). Пористость матриксов также является сквозной и многоуровневой. На макроуровне (рис.11 а, б) керамический матрикс наследует структуру полиуретановой губки с округлыми порами размером от 200 до 500 мкм.
Содержание округлых пор составляет около 82% от общего объема пор. При большем увеличении (рис. 11 в) видно) видно, что при выгорании полиуретановой губки образуется пористый каркас, состоящий из керамических полусфер.. На стыке керамических полусфер образуется сложная система полостей, связанная между собой порами размером около 40 мкм. Объем пространства полостей составляет около 14% от общего объема пор.
Такая многоуровневая пористость является необходимым условием для создания биоматериалов, предназначенных для инженерии костной ткани. Так, крупные поры позволяют клеткам — остеобластам равномерно распределиться по объему имплантата и получать необходимые питательные вещества для формирования новой костной ткани, а микропоры и высокая шероховатость обеспечивают хорошую адгезию клеток на внутренней и внешней поверхности керамического матрикса и адсорбцию белков [126].
Испытание при сжатии проводили на цилиндрических образах высотой 19+1 мм и диаметром 11±1 мм. На рис. 12 приведены кривые деформации керамических матриксов ГА и ТКФ с пористостью 65% при нагружении со скоростью 0,5 мм/мин до разрушения.
Кривые деформации керамических матриксов ГА и ТКФ с пористостью 65%, при нагружении со скоростью 0,5 мм/мин. Ход кривых деформации можно интерпретировать следующим образом: на начальном участке (до 4,5 % деформации) происходит упругая деформация и разрушение микроэлементов; далее деформация 4,5 % при напряжении 0,6 МПа начинает происходить разрушение менее прочных стенок и перешейков на макроуровне и накопление дефектов структуры, но матрикс продолжает держать нагрузку; далее образец разрушается. Максимальная прочность матрикса из ГА достигает 0,84 МПа.
В случае матрикса на основе ТКФ, характер разрушения такой же, только частичное и полное разрушение происходит при меньших нагрузках. Максимальная прочность матрикса на основе ТКФ достигает 0,59 МПа.
Разрушение матриксов на основе ГА происходит в основном по границам зерен, а образцов ТКФ происходит в основном по самим зернам. Это обусловлено тем, что связь, между частицами более прочная и сами частицы ТКФ менее прочные по сравнению с частицами ГА. Поскольку при обжиге ТКФ частично оплавляется, это интенсифицирует процесс спекания, что не наблюдается при спекании ГА. Известно, что прочность ГА выше, чем прочность ТКФ [127]. -\ 1 1 — г=
Прочность при сжатии керамических образцов ГА и ТКФ, отожженных при 1200 С. Прочность керамических матриксов на основе ГА и ТКФ с ростом пористости резко снижается, прочность матриксов из ГА выше прочности образцов из ТКФ (рис. 13). Прочность образцов ГА с пористостью 55 % составляет 1,4 МПа и при увеличении пористости до 79 % падает до 0,3 МПа. Прочность матриксов на основе ТКФ с пористостью 53% составляет 1,2 МПа и при увеличении пористости до 75,5 % падает до 0,28 МПа. Зависемость прочности от пористости согласуется с известными уравнениями М.Ю. Балыпина и Рышкевича (формулы 24 и 25, соответственно).
Изучение растворимости матриксов проводили в 0.1 М растворе NaCl, моделирующем внеклеточную жидкость организма, в течение 28 дней при постоянном объеме жидкой фазы (замкнутая система); такую методику обоснованно применяют при исследованиях биоматериалов [128]. Соотношение твердая фаза (керамический матрикс)/жидкость было 1 г/100 мл. Растворимость образцов оценивали по изменению концентрации ионов кальция в растворе. Концентрацию кальция в жидкой фазе измеряли с использованием иономера Эконикс-001 с ионселективным электродом. Установлено, что на 7 сутки концентрация ионов кальция в физиологическом растворе с образцами ГА и ТКФ составляла 0,53 и 0,92 мг/л, соответственно. Концентрация ионов кальция после 7 суток выдержки образцов в физиологическом растворе изменялась незначительно.
Технология композиционных материков с полимерным каркасом
Порошок КГА, по данным ПЭМ, состоит из анизотропных пористых наночастиц длиной 7-25 нм и толщиной 5-15 нм, размер пор составляет 2-3 нм (рис. 33 б). С увеличением температуры термической обработки порошков до 700С размер кристаллов КГА возрастает до 30-80 нм в длину и 20-30 нм в ширину. Частицы объединены в агломераты размером до 1,5 мкм.
Порошок ТКФ, по данным ПЭМ, состоит из анизотропных пористых наночастиц, длина и ширина составляют, соответственно 80-200 нм и 40-100 нм (рис. 33 в).
Получаемые по технологии несмешивающихся жидкостей гранулы имели практически сферическую форму. Средний размер гранул и параметры распределения размеров в диапазоне от 50 до 2000 мкм зависели от концентрации суспензии, температуры дисперсионной жидкости и скорости вращения лопастей мешалки. Фотографии микроструктуры гранул керамики ГА и ТКФ приведены на рис. 34.
Пористость гранул составляла от 45 до 60%. Доминирующая популяция относиться к порам размером 0.1-5 мкм, относительное их содержание в общем количестве открытых пор составляет до 70 % [131]
В работе использовали особо чистые исходные компоненты: хитозан (100-300 кДа) и биологический желатин (Aldrich). Для получения композиционных материалов готовили растворы: 10%-ный желатина и 5% ный хитозана. Порошок желатина массой 20 г- растворяли в 180 мл дистиллированной воды. Порошок среднемолекулярного хитозана массой 10 г растворяли в 190 мл 8%-ного раствора уксусной кислоты. Растворы смешивали в соотношении хитозан к желатину: 100/0, 90/10, 70/30, 50/50, 30/70, 10/90, 0/100. Затем добавляли вспенивающий реагент - карбонат аммония до 1 г. Полученную густую суспензию помещали в полиэтиленовую цилиндрическую форму (диаметр 12 мм, высота 40 мм) и замораживали до образования кристаллов льда при температурах:-18С, -45С, -180С. Замороженный твердый образец подвергали сублимационной сушке в лиофильной сушилке ЛС-1000 (вакуум в рабочей камере 6 10"5 атм., температура конденсирующей поверхности -55С). Принцип сублимационной сушки основан на том, что при значениях атмосферного давления ниже определенного порога - т.н. "тройной точки" (для чистой воды: 0,06 атм. при 0 градусов Цельсия) вода может находиться только в двух агрегатных состояниях - твердом и газообразном, переход воды в жидкое состояние в таких условиях невозможен (рис. 34). [130]
Если парциальное давление водного пара в окружающей среде ниже чем парциальное давление льда, то лед прямо переходит в газообразное состояние минуя жидкую фазу. Высушенные образцы помещали в этиловый спирт для замещения содержащейся в образце уксусной кислоты на спирт. Затем образцы сушили при температуре 80С до полного удаления жидкой фазы.
Данные материалы, независимо от их состава, характеризуются равномерным распределением пор по объему. Структура матриксов различается в зависимости состава полимера. При температуре фиксации пены -18С, происходит изменение формы, размера пор и толщины стенок матриксов (рис: 36 а — в). Матрикс на основе хитозана (№1). имеет крупные поры вытянутой формы размером до 200 (ширина) — 600 мкм (длина) (рис. 36 а), которые разделены между собой тонкими стенками толщиной 2-3 мкм (рис. 3 7 а). Между собой крупные поры соединены отверстиями неправильной формы размером до 50 мкм. С увеличением содержания желатина поры ИМ становятся более округлыми и мелкими. Так, для матрикса с содержанием желатина 50% (№4) размер пор составляет 150-300 мкм (рис. 37 б), толщина стенок увеличивается до 4 мкм, размер отверстий между порами составляет от 30 до 50 мкм. С дальнейшим- yвeличeниeмv содержания желатина размер пор ПМ становится больше. ПМ на основе желатина (№7) имеет поры округлой формы размером 300-400 мкм, толщина стенок увеличивается до 7 мкм, отверстия между порами до 100 мкм. Также сильное влияние на микроструктуру ПМ оказывает температура фиксации пористой структуры. С понижением температуры от -18С до -180С структура ПМ становится более дисперсной, что, по-видимому, обусловлено уменьшением размеров кристаллов льда с понижением температуры замораживания (рис. 35, 36). Например, при -45С (№11) по сравнению -18С (№4) размер пор снижается до 100-200 мкм и наблюдается более четкое выражение ячеистой структуры, толщина стенок снижается-до 3-4 мкм (рис. 36 б, д, з). С понижением температуры до -180С тенденция к уменьшению размера пор4и толщины стенок сохраняется. Размер пор становится 20— 100 мкм, а толщина стенок-снижается до 0,8 мкм (рис. 37 б, д, з) Снижение температуры фиксации полимерной пены с -18С до -180С ведет к уменьшению размера пор в среднем в 5 раз и толщины стенок в 10 раз.
