CC BY
162
Вестник ДВО РАН. 2011. № 5
УДК 541.12+669.295+691.5
С.В.ГНЕДЕНКОВ, С.Л.СИНЕБРЮХОВ, О.А.ХРИСАНФОВА, А.Г.ЗАВИДНАЯ, В.С.ЕГОРКИН, А.В.ПУЗЬ, В.И.СЕРГИЕНКО
Кальций-фосфатные покрытия на резорбируемых магниевых имплантатах
Методом плазменного электролитического оксидирования (ПЭО) на сплаве магния МА8 получены покрытия, состоящие из оксида магния MgO и гидроксиапатита Calrj(PO4)6(OH)2. Исследованы фазовый и элементный составы, морфология и антикоррозионные свойства покрытий. Установлено, что ПЭО-слои, содержащие гидроксиапатит (при отношении Ca/P = 1,61), ускоряющий рост костной ткани, существенно снижают скорость коррозии магниевого сплава (поляризационное сопротивление увеличивается на два порядка). Это позволяет рассматривать сформированные ПЭО-покрытия как перспективные биорезорбируемые слои для медицинских имплантатов.
Ключевые слова: сплавы магния, биорезорбируемые имплантаты, плазменное электролитическое оксидирование.
Calcium phosphate coatings on resorbable magnesium implants. S.V.GNEDENKOV, S.L.SINEBRYUKHOV, O.A.KHRISANFOVA, A.G.ZAVIDNAYA, V.S.EGORKIN, A.V.PUZ', V.I.SERGIENKO (Institute of Chemistry FEB RAS, Vladivostok).
On magnesium alloy MA8 the coatings consisting of magnesium oxide MgO and hydroxyapatite Ca10(PO)(OH)2 were formed by plasma electrolytic oxidation method (PEO). The phase and elemental compositions, morphology and anticorrosion properties of the coatings were investigated. It was found that PEO layers containing hydroxyapatite (under the relation of Ca/P = 1.61) that increases the bone tissue growth, essentially decrease the corrosion velocity of the magnesium alloy (the resistance increases on two degrees). It makes possible to consider the formed PEO coatings as perspective biodegradable layers for medical implants.
Key words: magnesium alloys, bioresorbable implants, plasma electrolytic oxidation.
Перспектива создания биодеградируемых имплантатов для лечения сложных переломов обозначила в последние годы одно из приоритетных направлений развития материаловедения для нужд имплантационной хирургии. Конечной целью этого развивающегося направления является разработка деградирующего с контролируемой скоростью имплантата, не оказывающего вредного воздействия на организм человека и выполняющего свои функции в течение необходимого для восстановления поврежденной кости времени (12-14 нед). Такие имплантаты должны с определенной скоростью растворяться в хлоридсодержащей среде человеческого организма и выводиться из него, исключая тем самым необходимость проведения повторной операции для их извлечения.
Магниевым сплавам, которые могут быть использованы в качестве биодеградируемых имплантатов, уделяется повышенное внимание специалистов. Главными преимуществами таких материалов являются их биосовместимость, а также приемлемые механические
*ГНЕДЕНКОВ Сергей Васильевич - доктор химических наук, профессор, СИНЕБРЮХОВ Сергей Леонидович - кандидат химических наук, старший научный сотрудник, ХРИСАНФОВА Ольга Алексеевна - кандидат химических наук, старший научный сотрудник, ЗАВИДНАЯ Александра Григорьевна - кандидат химических наук, научный сотрудник, ЕГОРКИН Владимир Сергеевич - кандидат химических наук, научный сотрудник, ПУЗЬ Артем Викторович - младший научный сотрудник, СЕРГИЕНКО Валентин Иванович - академик, директор института, председатель ДВО РАН (Институт химии ДВО РАН, Владивосток). *E-mail: [email protected]
Работа выполнена при финансовой поддержке интеграционного проекта СО и ДВО РАН, гранта РФФИ № 11-03-98513-р_восток_а.
свойства (плотность и модуль Юнга сопоставимы с величинами этих параметров для кортикальной кости) [5, 17]. Следует отметить, что продукты растворения (катионы магния) не являются токсичными для организма и, соответственно, не вызывают нежелательных негативных последствий (токсикоз, аллергические реакции, опухоли и т.д.). Однако основным фактором, сдерживающим использование магниевых сплавов в качестве биоде-градируемого материала, является их чрезвычайно высокая коррозионная активность в хлоридсодержащих средах, что приводит к преждевременной потере механической прочности имплантата до момента восстановления костной ткани. Один из путей снижения скорости коррозии магния - формирование на его поверхности антикоррозионных защитных покрытий. Вместе с тем необходимо, чтобы рост костной ткани на резорбируемом имплантате не отставал от скорости растворения магниевого сплава [8]. В связи с этим на поверхности имплантата необходимо сформировать не просто антикоррозионный, но и биоактивный слой, который, замедляя коррозию, ускорит процесс формирования новой кости и будет постепенно замещаться костной тканью. Следовательно, разработка способов формирования покрытия, являющегося биологически активным (ускоряющим остеогенез и остеоинтеграцию кости), с одной стороны, и антикоррозионным защитным (снижающим скорость растворения магниевого имплантата в физиологической среде) - с другой, является важной научно-практической задачей, решение которой существенно ускорит прогресс «магниевой» имплантационной хирургии.
Наибольший интерес в данном отношении представляют биоактивные кальций-фосфатные слои, содержащие в своем составе «родные» для костных тканей соединения фосфатов кальция. Исходя из этого целесообразен синтез на поверхности магниевых сплавов кальций-фосфатных соединений, в том числе гидроксиапатита, в составе антикоррозионных покрытий с развитой морфологической структурой. Это позволит обеспечить оптимальную биосовместимость имплантата с костной тканью. Изделия из гидроксиапатита применяют в травматологии, стоматологии, ортопедии и косметологии как биоактивный материал, используемый для регенерации костной ткани и идентичный ее минеральной части по химическому составу. Физические и химические свойства гидроксиапатита обеспечивают идеальную биосовместимость, активно стимулируя остеогенез и восстановление костной ткани. В настоящее время кальций-фосфатные покрытия на сплавах магния получают методом анодирования. Таким способом на сплаве магния АМ60В получены покрытия, состоящие из MgO и MgF2, а на чистом магнии - сетчатые покрытия, состоящие из СаНР04 • 2Н20; отмечается, что обработка таких покрытий щелочью при нагревании может вызвать биомиметическое осаждение на поверхности имплантата фосфата кальция [14].
Получены также покрытия, состоящие из Р-Са3(Р04)2, на поверхности сплава магния, содержащего марганец и цинк [14]. Однако трикальцийфосфат Са3(Р04)2 не может быть синтезирован в чистом виде в физиологических условиях из-за его фазовой нестабильности. При замещении Са на Mg можно стабилизировать трикальцийфосфат и далее способствовать его переходу в гидроксиапатит [10]. В работе [15] описан прямой синтез гидроксиапатита из раствора, содержащего кальциевую соль этилендиаминтетрауксусной кислоты (ЭДТА) и дигидрофосфат калия КН2Р04. Установлено, что рост кристаллов гид-роксиапатита увеличивается с ростом температуры обработки, при этом между подложкой и слоем гидроксиапатита формируется слой гидроксида магния Mg(OH)2. Однако можно избежать его образования, корректируя концентрацию ионов Са2+ и РО3- в растворе, так как магний корродирует в растворах при рН < 11. Ионы Mg2+ препятствуют кристаллизации гидроксиапатита на магниевой подложке, замещая ионы Са2+ в структуре гидроксиапатита. В работе [9] предложен способ получения покрытия на магнии методом золь-гель технологии. Предварительно на магний наносили слой оксида магния, и затем формировали покрытие, состоящее из диоксида титана и гидроксиапатита, обладающее биосовместимостью и низкой токсичностью.
Наиболее технологичным и достаточно популярным современным методом модификации поверхности металлов и сплавов является метод плазменного электролитического оксидирования. В работе [16] исследованы состав и морфология покрытий, полученных на сплаве А29Ш методом ПЭО в двух составах электролитов (I и II), содержащих гидро-ксид натрия, гексаметафосфат натрия, гипофосфит кальция (электролит I) и метасиликат натрия, гексаметафосфат натрия, гипофосфит кальция (электролит II). Установлено, что на поверхности покрытий имеются многочисленные поры. В составе покрытий обнаружены MgO (электролит I) и MgO, Mg2SiO4 (электролит II). Авторы работы [14] сообщают о наличии в покрытиях Са и Р, однако предполагают, что эти элементы находятся в составе рентгеноаморфной фазы, образовавшейся в результате быстрого охлаждения электролитом расплава после протекания плазменных разрядов. Данные коррозионных испытаний показали, что плотность тока коррозии образцов с покрытием снижалась приблизительно на два порядка по сравнению с образцами без покрытия. Отмечено, что отношение Са/Р регулируется концентрацией ионов Са2+ в составе электролита и параметрами ПЭО-про-цесса. Недостаток данного способа - необходимость использования сложных по составу многокомпонентных электролитов.
Предложен способ нанесения антикоррозионных кальцийсодержащих покрытий на биодеградируемый сплав магния АМ50 методом ПЭО в анодном гальваностатическом импульсном режиме при плотности тока 30 мА/см2 и продолжительности импульсов 2 мс и пауз между импульсами 18 мс в течение 15 мин в щелочном фосфатном электролите, содержащем гидроксид кальция Са(ОН)2 и фосфат натрия №3Р04 [12]. Однако данный метод также имеет недостаток: коррозионная стойкость формируемых с его помощью покрытий невысока, что обусловлено рыхлостью, пористостью и дефектами поликристаллического поверхностного слоя, а также недостаточной плотностью прилегающего к подложке слоя, содержащего наряду с оксидом магния MgO значительное количество фосфата магния Mg3(PO4)2. При эксплуатации полученных покрытий в коррозионно-активной среде, в частности содержащей хлорид-ионы, последние проникают в поры и дефекты покрытия и взаимодействуют с подложкой, разрушая ее. Кроме того, такие покрытия не содержат гидроксиапатита, обладающего высокой биологической активностью.
В работе [11] дается оценка современному уровню развития науки и техники в области создания биоактивных покрытий, а также утверждается, что резорбируемые металлические материалы представляют собой новый класс высокоактивных биоматериалов, которые положительно воздействуют на процесс выздоровления поврежденных тканей или органов, а затем постепенно растворяются. Авторы указанной работы утверждают, что легирование магния А1, 2п, Mn, 2г, Y снижает скорость растворения металла, и это дает возможность организму лучше регулировать рН среды вокруг имплантата и снизить количество водорода, выделяющегося в результате коррозии. Вместе с тем наличие в составе сплавов магния некоторых из вышеуказанных легирующих элементов при деградации имплантата может вызвать превышение их допустимой концентрации в организме, что приводит к негативным явлениям: аллергии, новообразованиям, амнезии, болезни Пар-кинсона. В то же время из-за низких прочностных характеристик чистого магния [6] его использование в качестве имплантационного материала, особенно в случае подверженных нагрузкам имплантатов, невозможно. Следует отметить, что Mn не является чужеродным элементом в человеческом организме и, следовательно, наряду с Са и 2п может быть использован до определенного концентрационного предела в качестве легирующего компонента магниевых сплавов, применяемых в имплантационной хирургии [6]. Таким образом, целесообразно применение на слаболегированных сплавах магния защитных покрытий, содержащих кальций-фосфатные соединения, которые не только способствуют остеогенезу, но и обладают высокими антикоррозионными свойствами. Согласно экспериментальным данным, ПЭО-покрытия на титане, содержащие гидроксиапатит, обладают биоактивностью и могут применяться в медицине на поверхности имплантатов [3, 4].
Показано также, что ПЭО-покрытия, сформированные на магнии в силикатно-фторидном электролите, обладают высокими антикоррозионными свойствами [7].
В данной работе предложен способ плазменного электролитического синтеза кальций-фосфатных соединений на поверхности магниевого сплава системы Mg-Mn-Ce, содержащего минимальное количество легирующих примесей, установлен фазовый и элементный состав покрытий, исследованы их морфология и антикоррозионные свойства. Показано, что ПЭО-слои, содержащие гидроксиапатит, обеспечат взаимодействие имплантата с костной тканью и уменьшат скорость его коррозионного разрушения по сравнению с металлическим имплантатом без покрытия, а следовательно, ускорят решение проблемы использования магниевых имплантатов в медицине.
материалы и методы
Для нанесения покрытий методом ПЭО использованы прямоугольные образцы размером 5 х 30 х 1 мм из деформируемого магниевого сплава МА8 (1,5-2,5 масс. % Mn; 0,15-0,35 масс. % Се; остальное - Mg). Перед оксидированием образцы механически обрабатывали до получения параметра шероховатости R = 0,12 мкм, промывали в дистиллированной воде и обезжиривали спиртом. Электролит готовили путем последовательного растворения в дистиллированной воде входящих в его состав компонентов глицерофосфата кальция (C3H7O6P)Ca • 2H2O и фторида натрия NaF при тщательном перемешивании. Образец из сплава магния помещали в электролитическую ванну, заполненную электролитом. Обрабатываемое изделие служило рабочим электродом, в качестве противоэлектрода использовали полый стальной холодильник в виде змеевика, охлаждаемого проточной водой. Электролит перед началом оксидирования выдерживали в течение 30 мин. В процессе ПЭО температуру электролита поддерживали на уровне 25оС.
Процесс обработки проводили в биполярном (анодно-катодном) режиме. Контроль электрических параметров осуществлялся через автоматизированную систему управления и контроля (АСУиК), сопряженную с компьютером с соответствующим программным обеспечением. Реверсивный тиристорный агрегат использовали в качестве источника тока [2].
Фазовый состав покрытий был изучен на автоматическом рентгеновском дифрактомет-ре D8 ADVANCE (СиКа-излучение) производства фирмы BRUKER. Идентификацию полученных рентгенограмм выполняли по программе EVA с банком данных PDF-2. Элементный состав покрытий определяли методом энергодисперсионной спектроскопии (ЭДС) на электронном микроскопе «Hitachi S5500».
Электрохимические свойства исследовали методом потенциодинамической поляризации и импедансной спектроскопии на электрохимической системе 12558WB («Solartron Analytical», Англия). Измерения проводили в трехэлектродной ячейке в 3%-м растворе Nacl при комнатной температуре. В качестве противоэлектрода использовалась покрытая платиной ниобиевая сетка. Электродом сравнения служил хлорсеребряный электрод, заполненный насыщенным раствором Kcl (потенциал относительно нормального водородного электрода равен +0,201 В). Перед началом электрохимических измерений образцы в течение 15 мин выдерживали в электролите для установления стационарного потенциала ЕК. Поляризационные кривые получены при скорости развертки потенциала, равной 1 мВ/с. Образцы поляризовали в анодном направлении, начиная от потенциала Е = ЕК - 30 мВ. Значения тока свободной коррозии (1к) и поляризационного сопротивления (Rp) рассчитывали с использованием уравнения Штерна-Гири. При проведении импедансных измерений в качестве возмущающего сигнала использовали сигнал синусоидальной формы амплитудой 10 мВ и частотой от 0,005 Гц до 1 МГц с логарифмической разверткой 10 точек на декаду. Управление экспериментом и анализ экспериментальных зависимостей осуществляли с помощью программного обеспечения CorrWare, ZPlot, ZView и CorrView («Scribner», США).
Результаты и обсуждение
С помощью рентгенофазового анализа покрытия, сформированного на магниевом сплаве МА8 в глицерофосфат-фторидном электролите, установлено, что в состав поверхностного слоя входят оксид магния и гидроксиапатит (рис. 1). По данным оптической микроскопии, полученным на поперечном шлифе, толщина покрытия составляет около 60 мкм.
При исследовании морфологии сформированного покрытия установлено, что его поверхность развитая и негомогенная (рис. 2). Наряду с ровными плотными областями темного цвета (рис. 2б) встречаются чешуйчатые светлые образования (рис. 2в), наросты и углубления, поры.
Данные элементного состава свидетельствуют о наличии в составе покрытий Ca, P, Mg, Na, O, C, F (см. таблицу). На светлых участках ПЭО-покрытия содержание кальция больше, чем на темных. В то же время концентрация магния на светлых участках ниже, что свидетельствует о меньшем содержании на данном участке покрытия оксида магния. Значение отношения Ca/P на светлых участках покрытий выше, чем на темных, - 1,61 (см. таблицу), оно близко к значению отношения Ca/P для костной ткани (1,67). На темных участках покрытий вдвое меньше содержание кальция и больше - магния. Данная область обеднена кальцием и состоит в основном из MgO. На темных участках покрытия возможно также образование бинарного соединения, состоящего из фторидов натрия и магния NaMgF3 [13]. Значение отношения Ca/P на темном участке намного меньше, чем на светлом (0,76).
Рис. 1. Фазовый состав ПЭО-покрытия на сплаве магния МА8
' **
Рис. 2. СЭМ-изображение поверхности ПЭО-покрытия, полученного на магнии. а - общий вид, б - темный, в - светлый участки
Состав покрытий, полученных на сплаве МА8
Исследуемая Элементный состав, ат. % Фазовый состав
область Ca P Mg Na O c F Ca/P
Светлая 14,20 8,84 2,39 4,56 38,56 19,60 11,85 1,61 MgO
Темная 6,60 8,70 8,31 0,83 33,00 35,56 7,00 0,76 Ca^O^OT),
б
а
в
Рис. 3. Поляризационные кривые, снятые в 3%-м растворе N0, для образцов из магниевого сплава МА8. 1 - без покрытия, 2 - с ПЭО-покрытием
Наличие углерода в составе покрытия является результатом влияния адсорбированных и/или не сгоревших в каналах плазменных микропробоев при ПЭО органических компонентов электролита, а именно глицерофосфата кальция. Органические радикалы в процессе ПЭО способствуют более длительному горению высокотемпературного плазменного разряда, что приводит к синтезу в составе покрытия кристаллических соединений (в данном случае гидрокси-апатита) [1]. Именно поэтому на светлых участках, где концентрация углерода ниже по сравнению с темными, содержание Ca10(PO4)6(OH)2 повышено.
Согласно экспериментальным данным, полученным in vitro и in vivo, подобные содержащие гид-роксиапатит ПЭО-покрытия, сформированные на сплавах титана, обладают высокой биологической активностью и значительно ускоряют рост костной ткани на поверхности имплантата [4].
Потенциодинамические поляризационные кривые, полученные на исследуемых образцах, приведены на рис. 3. Данные импедансных измерений (рис. 4) представлены в форме диаграмм Боде (зависимостей модуля импеданса |Z| и фазового угла 0 от частоты/). Расчетные коррозионные свойства образцов из магниевого сплава МА8 в 3%-м растворе NaCl (без покрытия / с покрытием) следующие: Е В (х.с.э.) - -1,564 / -1,519; I, А/см2 - 5,10 • 10-5 / 1,15 • 10-6; R , Ом • см2 - 4,89 • 102 / 2,68 • 104; ZL „г , Ом • см2 - 8,09 х
к ' ' ' p' ' ' ' /—0 Гц' '
х 102 / 5,07 • 104. Анализ полученных результатов позволяет утверждать, что ПЭО-покры-тие существенно снижает скорость растворения образца в активной области.
Импедансный спектр в диапазоне частот 102-106 Гц образца с ПЭО-покрытием имеет сложный характер, что обусловлено развитой морфологией поверхностного слоя (рис. 2). Значение модуля импеданса на низких частотах, характеризующее защитные свойства покрытия, составило |Z/-0 Гц = 5,07 • 104 Ом • см2, что более чем в 60 раз превышает соответствующий параметр для образца без покрытия (|Z| Гц = 8,09 • 102 Ом • см2).
Таким образом, согласно полученным экспериментальным данным сформированные на поверхности магниевого сплава покрытия, с одной стороны, ускорят рост костной ткани на поверхности имплантата, так как содержат гидроксиапатит, с другой - существенно снизят коррозию магниевого сплава. Разработанный уникальный способ поверхностной обработки обозначил реальную перспективу создания биодеградируемых магниевых имп-лантатов, что выводит имплантационную хирургию на качественно новый уровень.
Рис. 4. Импедансные спектры, снятые в 3%-м растворе №С1, для образцов из магниевого сплава МА8. 1 - без покрытия, 2 -с ПЭО-покрытием
Выводы
Показано, что на сплаве магния МА8 в растворе электролита, содержащем глицерофосфат кальция и фторид натрия, в биполярном режиме ПЭО получены защитные покрытия, содержащие гидроксиапатит, при отношении Ca/P = 1,61, что близко к показателю костной ткани. Данные покрытия обладают развитой пористой поверхностью и существенно снижают скорость коррозии магниевого сплава, что позволяет рассматривать их как перспективные для изготовления биорезорбируемых медицинских имплантатов.
ЛИТЕРАТУРА
1. Гнеденков С.В., Шаркеев Ю.П., Синебрюхов С.Л. и др. Кальций-фосфатные биоактивные покрытия на титане // Вестн. ДВО РАН. 2010. № 5. С. 47-57.
2. Гнеденков С.В., Хрисанфова О.А., Синебрюхов С.Л. и др. Композиционные защитные покрытия на поверхности никелида титана // Коррозия: материалы, защита. 2007. № 2. С. 20-25.
3. Гнеденков С.В., Хрисанфова О.А., Синебрюхов С.Л. и др. Способ нанесения кальций-фосфатного покрытия на имплантаты из титана и его сплавов: пат. 2348744. Опубл. 10.03.2009 г. Бюл. 7.
4. Гнеденков С.В., Хрисанфова О.А., Завидная А.Г. Плазменное электролитическое оксидирование металлов и сплавов в тартратсодержащих растворах. Владивосток: Дальнаука, 2008. 143 с.
5. Carboneras M., Garcia-Alonso M.C., Escudero M.L. Biodegradation kinetics of modified magnesium-based materials in cell culture medium // Corros. Sci. 2011. Vol. 53. P. 1433-1439.
6. Gnedenkov S.V., Khrisanfova O.A., Zavidnaya A.G. et al. PEO coatings obtained on an Mg-Mn type alloy under unipolar and bipolar modes in silicate-containing electrolytes // Surf. Coat. Technol. 2010. Vol. 204, N 14-15. P. 2316-2322.
7. Gu X.N., Zheng Y.F. A review on magnesium alloys as biogradable materials // Front. Mater. Sci. Chin. 2010. Vol. 4, N 2. P. 111-115.
8. Hiromoto S., Shishido T., Yamamoto A. et al. Precipitation control of calcium phosphate on pure magnesium by anodization // Corros. Sci. 2008. Vol. 50. P. 2906-2913.
9. Kuzukawa K. Biological material and method of manufacturing the same: рat. of Japan. 2007. N 202782 (A). Published 2007.08.16.
10. Lee D., Sfeir Ch., Kuneta P. Novel in-situ synthesis and characterization of nanostructured magnesium substituted p-tricalcium phosphate (p-TCMP) // Mater. Sci. Eng., C. 2009. Vol. 29. P. 69-77.
11. Purnama A., Hermawan H., Couet J., Mantovani D. Assessing the biocompability of degradable metallic materials; state-of-art and focus of the potential of genetic regulation // Acta Biomater. 2010. Vol 6. P. 1800-1807.
12. Shrinivasan P.B., Liang J., Blawert C. et al. Characterization of calcium containing plasma electrolytic oxidation coatings on AM50 magnesium alloy // Appl. Surf. Sci. 2010. Vol. 256. P. 4017-4022.
13. Sun P., Lu Y., Yuan Y. et al. Preparation and characterization of duplex PEO/MoC coatings on Mg-Li alloy // Surf. Coat. Technol. 2011. Vol. 205. P. 4500-4506.
14. Tan L.L., Wang Q., Geng F. et al. Preparation and characterization of Ca-P coatings on AZ31 magnesium alloy // Trans. Nonferrous Met. Soc. China. 2010. Vol. 20. P. 648-654.
15. Tomazawa M., Hiromoto S., Yoshimoto H. Microstructure of hydroxiapatite-coated magnesium prepared in aqueous solution // Surf. Coat. Technol. 2010. Vol. 204. P. 3243-3247.
16. Yao Zh., Li L., Jiang Zh. Adjustment of the ratio of Ca/P in the ceramic coating on Mg alloy by plasma electrolytic oxidation // Appl. Surf. Sci. 2009. Vol. 255. P. 6724-6728.
17. Zeng R.C., Dietzel W., Witte F. et al. Progress and Challenge for Magnesium Alloys as Biomaterials // Adv. Eng. Mater. 2008. Vol. 10, N 8. P. B3-B14.
