CC BY
32
Библиографические ссылки
1. Ohama Y. Handbook of polymer-modified concrete and mortars / / Noyes Publications, 1995. 236 p.
2. Золотов С. О гидратации и твердении ССС при отрицателвных температурах/ Сайт С. Золотов. //URL: www.spsss.ru. Дата обращения: 01.03.2009.
3. Попов К.Н. Полимернвге и полимерцементные бетоны, растворы и мастики / К. Н. Попов. - М.: Высш. школа, 1987. - 72 с.
4. Paul, A. Steward. Literature Review of Polymer Latex Film Formation and Particle Coalescence / URL: www.polymers.com. Дата обращения 01.03.2009.
5. Цой Б., Карташов Э. М., Шевелев В. В. Разрушение тонких полимерных пленок и волокон. М.: Химия, 1997. 344 с.
6. Тагер А. А. Физико-химия полимеров. М.: Научный мир, 2007. 576 с.
УДК 546.28:666.3-127:615.46
Н. В. Свентская, Б. И. Белецкий
Российский химико-технологический университет им. Д. И. Менделеева, Москва, Россия
ОПТИМИЗАЦИЯ СОСТАВА БИОДЕГРАДИРУЕМЫХ ПОРИСТЫХ СТЕКЛОВИДНЫХ МАТРИЦ ДЛЯ БИОКОМПОЗИЦИОННЫХ МАТЕРИАЛОВ
This paper describes optimization composition glass scaffolds for medicine. Dissolution of glass granules difficult structure and dimensions is study. Determine, that resorption of the glass scaffolds, made by us, exceed for medical glass.
Настоящая статья посвящена оптимизации состава стекловидных матриц для создания биодеградируемых имплантационных материалов. В работе исследована растворимость стёкол различного гранулометрического состава. Установлено, что резорбция разработанных нами стекловидных матриц превышает использованных ранее медицинских стёкол.
Имплантационные материалы для костной пластики классифицируют в зависимости от реакции на их подсадку окружающих тканей на 3 группы: биоинертные, биоактивные и биодеградируемые. Ввйор имплантата зависит от конкретной клинической ситуации, например, биоинертнвю материалв1 остаются в зоне подсадки в течение всей жизни, выполняя опорную и передающую функции. Биоактивные композиты участвуют в реакциях связывания, обеспечивают остеоинтеграцию и задают направление регенеративных процессов. Биодеградируемые материалы способнв1 не толвко активизиро-ватв остеогенные процессы, но вовлекатвся в метаболические процессв1 и деградироватв в определённые сроки.
В костной пластике применяют несколько типов биодеградируемых материалов - керамику на основе фосфатов кальция: карбонатапатита (КГА), трёхкальциевого фосфата (ТКФ), цементы состава дикальцийфосфатди-гидрата (ДКДГ) и брушита, ряд стёкол фосфатной и силикатной системы. Кальций-фосфатные материалы по составу адекватны естественной кости,
9-4-
однако ионы Са и РО43’, постепенно высвобождающиеся из структуры имплантата в процессе его деградации, вовлекаются в остеогенные процессы только на этапе минерализации молодого костного матрикса - остеоида (в среднем, через 10 недель после установки имплантата), на процесс формирования остеоида данные ионы не оказывают никакого влияния. В работах Carlisle, Schwarz было показано, что значительным индуцирующим влиянием на остеогенные клетки и клетки хрящевой ткани в условиях in vitro и in vivo обладают различные растворимые соединения кремния [1].
Однако, в настоящее время нет критериев оценки процессов биодеградации, позволяющих установить связи между скоростью резорбции материала, его открытой поровой структурой и процессами регенерации контактных костных тканей.
Целью настоящей работы является оптимизация состава биодеградируемых силикатных матриц и оценка степени их растворимости и скорости растворения в водных растворах.
Ранее нами синтезированы и исследованы имплантационные материалы - пористые композиты на основе стекловидных матриц состава НС-2А и МТО [2] и фосфатных наполнителей - ГА и ТКФ. Данные материалы -БАК-1000 и БАК-1000М характеризуются высокими остеокондуктивными свойствами, способны сохраняться в костной ткани и обеспечивать механические функции в течение всей жизни пациента. Для получения биодеградируемых композиционных имплантатов, содержащих указанные фосфаты кальция, необходимо было заменить стекловидную матрицу.
Для исследования были выбраны составы систем Na20-Ca0-Si0? и Na20-Ca0-Si02-P205, т.к. все компоненты данных стёкол присутствуют в физиологических средах и способны вовлекаться в обменные процессы. Оптимизацию составов проводили с учётом следующих условий:
• Суммарное содержание оксидов стеклообразователей не должно превышать 60 % (масс.); повышение их содержания увеличивает степень полимеризации кремний-кислородного каркаса, что переводит материал из группы биоактивных в группу биоинертных;
• Степень связанности fs¡ -0,333, тип структуры - цепи, кольца;
• Индекс биоактивности составов Ind.~6-7.
В соответствии с данными параметрами были выбраны стёкла, состав и свойства которых представлены в таблице, где для сравнения показаны стекло Hench (№5) и стёкла НС-2А (№6), МТО (№7).
Стекло Hench обладает высоким индексом биоактивности, что предполагает его полную биодеградацию в среде организма. Разработанные нами составы стёкол удовлетворяют приведённым требованиям, биодегради-руемые и способны к связыванию с хрящевыми и костными тканями орга-
4 0
низма и формированию костного гидроксиаиатита при воздействии физиологических жидкостей. Медицинские стёкла характеризуются высокой степенью связанности структуры и отрицательным индексом биоактивности, что указывает на их инертное поведение в среде организма. В соответствии с нормативными документами, обладают кислото-, гцёлоче- и водостойкостью, относятся к I гидролитическому классу.
Табл. Состав и свойства стекломатриц
№ Состав стекла, масс. % Свойства
Si02 Na2 О СаО р2о5 к2о Mg О А120з В20з fsi Ind.
1 50 25 20 5 - - - - 0,325 6,06
2 50 22 25 о 3 - - - - 0,353 6,53
3 55 27 18 - - - - - 0,354 6,24
4 55 25 20 - - - - - 0,329 6,07
5 45 24,5 24,5 6 - - - - 0,348 6,32
6 73 11,0 5,0 2,0 3,0 3,5 2,5 0,441 6,11
7 73 15,5 8,0 - 2,0 1,5 - 0,426 3,12
Стёкло Hench и составы 1 -4 варили в керамических тиглях емкостью 0,5 л. в газовой печи при температуре 1400°. Стекла отливали в форме дрота и отжигали при температуре 500°С в течение 1 часа. Внешне образцы были прозрачны и не содержали кристаллических включений и газовых пузырей.
Определяли гидролитический класс водостойкости синтезированных стёкол по стандартной методике: кипячением гранул стекла размером 0,5-
0,85 мм в дистиллированной воде и дальнейшим титрованием раствором соляной кислоты в присутствии метилрота. Установлено, что все стёкла, а так же стекло Hench относятся к V гидролитическому классу.
Для испытания на водостойкость готовили две серии образцов: 1- медицинские стёкла, 2 - разработанные составы. Стёкла измельчали и рассеивали на фракции 195-260, 400-619 и 619-950 мкм. Испытания на химическую стойкость проводили выдержкой гранул в дистиллированной воде с оценкой потери массы образцов на 1, 2, 4 и 7 день обработки.
Исследования показали, что изменений массы медицинских стёкол с увеличением времени выдержки не происходило. Стёкла 2 серии показали заметные потери массы уже в первые сутки обработки. На рис.1, показана динамика потери массы образцов стекла 1 различной гранулометрии. Потеря массы образцов увеличивается с уменьшением размера гранул, что соответствует увеличению их удельной поверхности. Все кривые имеют характерный вид: наибольшая потеря массы происходит в течение первого дня, далее, кривая становится практически прямолинейной, что указывает на тангенциальную зависимость растворимости синтезированных стёкол с первого
и последующих дней обработки. Для стёкол состава 2-4 получены аналогичные зависимости потери массы от времени обработки.
П.с
260-19 5 м км -О— 400-619 м кг-;.
жения
Время ЕЫЛер:.Ш-!;
0 2 4 6 8 сут
Рис.1. Кривые потери массы стекла различной гранулометрии.
Скорость растворения стёкол в воде может быть определена из выра-
Ур =А • тр+ В ~ 1^а или Ур ~ П/тр,
где П - общая потеря массы образца, мг/г, тр - время обработки, сутки.
Для порошка стекла фракции 260-195 мкм. Ур~0,0542 г/сут, тр~185 сут. (масса образца - 1 г.). Соответственно, резорбция пористого имплантата массой т=5г., применяемого в челюстно-лицевой хирургии при восстановлении спинки носа: тр=925 сут. Очевидно, что скорость резорбции материала с величиной удельной поверхности открытых пор 150-200 мкм, порядка 500 см2/г превышает сроки регенерации костной ткани. Если исходить из того, что процесс регенерации кости проходит в течение 3-5 мес, можно рассчитать требуемую пористость материала и скорость его растворения. Биокомпозит БАК-1000 характеризуется долей отрытой пористости - 40% с раз-мером пор 100-500 мкм, и удельной поверхности 1000 см /г, т.о, для обеспечения растворимости разработанных стекловидных матриц при создании пористых биокомпозитов следует увеличить долю открытых пор до 50% и снизить размер пор до 100-300 мкм.
Растворимость пористых биокомпозитов на основе данных стекло-матриц и фосфатных наполнителей - ГА и ТКФ будет определяться общей удельной поверхностью и скоростью резорбции. Интенсивнее будет резор-
бировать матрица, содержащая поры порядка 200 мкм. Стекломатрицы с размерами пор порядка 400-800 мкм резорбировать будут менее активно.
Растворимость стёкол определяется как химическим составом, так и степенью связности структуры [3]. Наиболее химически стойки кварцевые стёкла (£;( = 0,5), структура - трёхмерный каркас. Значительная кислото- и водостойкость медицинских стёкол обусловлена повышением степени полимеризации кремний-кислородного каркаса за счёт входящих в состав оксидов алюминия и бора, кальция и магния, которые сшивают разобщён-ные структурные силикатные мотивы и совместном введении оксидов натрия и калия. Растворимость биодеградируемых стекол системы ЫагО-СаО-БЮг обусловлена низкой степенью связности структуры и наличием в составе силикатов натрия и кальция, которые при взаимодействии с водой образуют большой ряд растворимых кристаллогидратов. Стекла состава КагОхБЮг, являются растворимыми, поэтому данный компонент в составе биодегради-руемого стекла подвергается наиболее активной резорбции [4].
Следует отметить, что хотя кровь и лимфа на 90% состоят из воды, но в среде организма деградация стекловидных материалов протекает намного активней, чем в моделированной нами системе - дистиллированной воде, вследствие наличия комплекса органических кислот, динамичной, постоянно обновляемой средой и повышенной температурой. Под воздействием кислот и воды (реагентов I рода) происходит выщелачивание стекла с образованием геля кремнёвой кислоты по реакции (1):
=8ьСЖа + Я-СООН ---------► ^-ОН + 11-СО(Жа (1)
Повышение температуры среды до соответствующей физиологической, ускоряет данный процесс в 1,5-2 раза. Аналогично протекает удаление кальциевой составляющей, что приводит к “разъеданию структуры” с образованием высокогидратированного силикатного каркаса, который сохраняет свою целостность пока кремний хотя бы одной ковалентной связью соединяется с мостиковым ионом кислорода. В дальнейшем происходит каскадное расщепление кремний-кислородных связей с образованием молекулы ортокремнёвой кислоты и гидратациией силикатной матрицы; процесс регулируют специфические ферменты. Стойкость стёкол к реагентам первой группы на два порядка превышает стойкость к реагентам второй группы с рН>7: растворам щелочей, карбонатов, фосфатов - воздействие данных компонентов вызывает разрушение кремний-кислородного каркаса. Кровь характеризуется рН~7,36 (присутствуют ионы Са2+, РО43' Иа+, К+; лимонная, молочная, янтарная и угольная кислоты). Вероятность формирования в плазме крови На2СОз и К2СО3 достаточно высока, что ведёт к разрушению структуры стекла по схеме (2):
=81-0-
81= -0-81=
+Ыа2С03 +Н20 —► =81-0-
81= -ОН
+Ыа28Ю3 +Н2С03 (2)
Разрушение стёкол растворами фосфатов сопровождается образованием растворимых гидросиликофосфатов.
Присутствие соединений кремния в организме человека не только нормально, но и необходимо (ежедневно человеку требуется 20-30 мг. SiCh). В ряде работ показана высокая активизирующая способность растворимых силикатных соединений на процессы формирования и развития костной ткани как в эмбриональном периоде, так и в зрелом возрасте. Исследованиями на молекулярном уровне показано, что кремний является неотъемлемым компонентом коллагена соединительной и хрящевой ткани, участвует в синтезе мукополисахаридов, комплексов мукополисахарид - протеин, в процессе выстраивания остеоида и на начальном этапе минерализации костной ткани. Когда кремний вытесняется кальцием, его содержание в кости определяется минимальными количествами.
Современная тенденция развития исследований в области медицинского материаловедения, так же как и в других высоко-технологичных областях, направлена на создание “smart materials”, интеллектуальных материалов. Роль данных материалов, в отличие от традиционных, сводится не только к обеспечению механической поддержки дефекта кости, но и стимуляции локальных регенеративных процессов, задавая их направление. Значительный потенциал разработанных NaaO-CaO-SiCh и Na20-Ca0-Si02-P205 стекломатриц к резорбции в водных средах и высококоррозионной среде организма позволяет применять их при создании значительного ассортимента биодеградируемых имплантационных материалов, а также при создании конструкций тканевой инженерии. Отметим, что рассчитанные методом аддитивности прочностные свойства данных стекломатриц находятся на уровне 9-10 МПа, что соответствует прочности губчатой костной ткани.
Полученные результаты позволяют с определённой степенью приближения определять параметры состава и структуры резорбируемых композиционных материалов применительно к естественным биологическим процессам восстановления костных структур.
Библиографические ссылки
1. The effect of ionic products from bioactive glass dissolution on osteoblast prolifération and collagen production /Valerio P. [ets.]; // Biomaterials, 2004. V. 25. PP.2941-2948.
2. Малышева А.Ю., Белецкий Б.И., Власова Е.Б. Структура и свойства композиционных материалов медицинского назначения // Ж-л Стекло и керамика, 2001. №2. С. 28-31.
3. Павлушкин Н.М. Химическая технология стекла и ситаллов. М.: Стройиз-дат, 1983. 432 с.
4. Белецкий Б. И., Свентская Н. В. Кремнеземсодержащие стекла и имплан-тационные материалы на основе фосфатов кальция // Ж-л Техника и технология силикатов, 2008. № 9. С. 27 - 32.
