CC BY
0
УДК 544.77 : 678.7
Особенности формирования пористых композитов на основе электровзрывного нанопорошка Ti/Al для костных имплантов
О.В. Бакина1, Н.В. Сваровская1, В.Р. Чжоу1'2, Е.А. Глазкова1, А.С. Ложкомоев1, Л.Ю. Иванова1,2, Л.В. Спирина3, М.И. Лернер2
1 Институт физики прочности и материаловедения СО РАН, Томск, 634055, Россия 2 Томский государственный университет, Томск, 634050, Россия 3 Сибирский государственный медицинский университет, Томск, 634050, Россия
В настоящее время в инженерии костных тканей большое внимание уделяется титану и оксиду титана в качестве материалов для ортопедических имплантатов, что объясняется их достаточными механическими свойствами, коррозионной стойкостью и низкой токсичностью. Однако недостаточное соответствие модуля упругости соединений титана и кортикальной кости приводит к преждевременной деградации кости и, вследствие неправильного распределения нагрузки, к разрушению имплантата. В настоящей работе композиты TiO2/Al2O3 с пористостью в диапазоне 20-50 % были впервые получены с использованием бикомпонентных наночастиц Ti/Al со средним размером 98 нм. Установлено, что разработанный режим двухступенчатого спекания позволяет создать транспортные поры для равномерного удаления порообразователя и связующего, а применение наночастиц Ti/Al способствует получению образцов с оптимальным модулем упругости для замещения кортикальной кости (2.33 ГПа) и низкой токсичностью в экспериментах in vitro (жизнеспособность клеток 3T3 более 90 %, клеточный апоптоз не более 3.85 %). Количество выделяющихся ионов в раствор SBF зависит от удельной поверхности образцов, однако во всех случаях значительно ниже предельно допустимых значений. Полученные образцы имеют большой потенциал применения в качестве биоматериалов для изготовления скаффолдов и соединительных винтов.
Ключевые слова: диоксид титана, оксид алюминия, пористые имплантаты, цитотоксичность
DOI 10.55652/1683-805X_2024_27_3_79-89
Synthesis of porous composites based on electroexplosive Ti/Al nanopowder for bone implants
O.V. Bakina1, N.V. Svarovskaya1, V.R. Chzhou1,2, E.A. Glazkova1, A.S. Lozhkomoev1, L.Yu. Ivanova1,2, L.V. Spirina3, and M.I. Lerner2
1 Institute of Strength Physics and Materials Science SB RAS, Tomsk, 634055, Russia 2 National Research Tomsk State University, Tomsk, 634050, Russia 3 Siberian State Medical University, Tomsk, 634050, Russia
Bone tissue engineers are paying close attention to titanium and titanium oxide for use in orthopedic implants due to their good mechanical properties, corrosion resistance, and low toxicity. A drawback of these materials is that there is insufficient fit between the elastic moduli of titanium joints and cortical bone, which leads to early bone degradation and implant failure as a result of improper load distribution. Here we report for the first time on TiO2/Al2O3 composites with 20-50% porosity synthesized using bicomponent Ti/Al na-noparticles with an average size of 98 nm. The developed two-step sintering procedure allows the formation of transport pores through which the porogen and binder can be uniformly removed, and the use of Ti/Al na-noparticles allows the production of samples with an optimal elastic modulus for cortical bone replacement (2.33 GPa) and low toxicity in in vitro experiments (more than 90% 3T3 cell viability, no more than 3.85% cell apoptosis). The concentration of ions released into the SBF solution depends on the specific surface area of the samples, but in all cases it is significantly lower than the maximum permissible values. The obtained samples have great potential for use as biomaterials for the manufacture of scaffolds and screws.
Keywords: titanium dioxide, aluminum oxide, porous implants, cytotoxicity
© Бакина О.В., Сваровская Н.В., Чжоу В.Р., Глазкова Е.А., Ложкомоев А.С., Иванова Л.Ю., Спирина Л.В., Лернер М.И., 2024
1. Введение
Из-за большого количества травм опорно-двигательного аппарата существует потребность в разработке искусственных имплантатов, например тазобедренных или коленных суставов [1]. Основными требованиями к разрабатываемым материалам являются низкая токсичность, достаточные механические свойства, коррозийная стойкость в физиологических жидкостях, пористость и гидрофильность [2]. Эти свойства оказывают значительное влияние на адсорбцию белков, взаимодействие костных клеток с поверхностью и формирование внеклеточного матрикса, обеспечивающих успех имплантации. Кроме того, морфологические свойства искусственного имплан-тата должны соответствовать костной ткани человека для обеспечения транспортировки минералов и питательных веществ через жидкости организма [3].
В настоящее время в инженерии костных тканей большое внимание уделяется титану и оксиду титана (IV) в качестве материалов для ортопедических имплантатов, что объясняется их достаточными механическими свойствами, коррозионной стойкостью и биосовместимостью [4-6]. По сравнению с другими материалами, сплавы на основе титана более сопоставимы с кортикальной костью [7]. Однако недостаточное соответствие модуля упругости соединений титана и кортикальной кости и их биоинертность со временем создают эффект экранирования напряжений на границе кость-имплантат, что приводит к преждевременному разрушению имплантата и его отторжению [8]. В связи с тем, что взаимодействие между костной тканью и поверхностью имплан-тата является решающим фактором успешного протезирования, для достижения остеоинтегра-ции производят модификацию поверхности титановых имплантатов [9]. В настоящее время наиболее исследованными подходами модификации являются: 1) изготовление пористых или шероховатых поверхностей; 2) создание химических покрытий на поверхности готового изделия [1013]. Пористая структура имплантата позволяет избежать усадки материала, эффективно предотвратить возникновение эффекта экранирования напряжений и улучшить процесс остеоинтеграции за счет создания пространства для роста клеток, способствующего их пролиферации, дифферен-цировке и врастанию [14, 15]. Авторами [16] получен объемный трехмерный материал на основе ТЮ2, стимулирующий образование кости, одна-
ко обладающий недостаточными механическими свойствами для создания несущих каркасов.
Для оптимизации механических свойств пористых структур на основе TiO2 его объединяют с оксидом алюминия Al2O3, обладающим гидро-фильностью, твердостью и цитосовместимостью [17]. Поверхностная обработка пористого TiO2 приводила к увеличению микротвердости изделия с 241 до 370 и трабекулярного костного индекса с 38 до 63 % в экспериментах in vivo после 6 недель имплантации [18]. Исследования авторов [19] показали, что в процессе биодеградации микрочастицы TiO2 проявляли большую токсичность, чем наночастицы Al2O3. Кроме того, Al2O3 в объемном материале подавлял воспалительную реакцию клеток и апоптоз in vitro, а также предотвращал разрыхление субхондрального слоя in vivo, вызванные TiO2.
Методы порошковой металлургии являются наиболее перспективными для получения пористых образцов на основе оксидов титана и алюминия. Такие методы позволяют проводить синтез при более низких температурах и варьировать пористость путем добавления порообразователя заданного размера [20]. В настоящей работе пористые композиты TiO2/Al2O3 с пористостью в диапазоне 20-50 % были получены с использованием бикомпонентных наночастиц Ti/Al с использованием мочевины в качестве порообразователя. На-нопорошок Ti/Al синтезировали электрическим взрывом титановой и алюминиевой проволок в атмосфере аргона. Метод является перспективным для получения бикомпонентных наночастиц, т.к. порошки состоят из сферических частиц, содержат равномерно распределенные нано- и микрочастицы, легко окисляются и не содержат токсичных примесей. Электрический взрыв проволок обычно сопровождается образованием частиц с высокой плотностью дефектов кристаллической структуры, а внутренние границы зерен и межфазные границы являются каналами ускоренной диффузии [21]. В связи с чем следует ожидать образования большого количества интерметаллических соединений, обладающих высокой температурой плавления и коррозийной стойкостью.
2. Материалы и методы
2.1. Синтез образцов
Для получения наночастиц Ti/Al использовался электрический взрыв титанового и алюминиевого проводников диаметром 0.45 и 0.30 мм соот-
Г, °С 1200 1000 800 600 400 200 0
Шаг 2
¡ Спекание
/ 24
Шаг 1 1 /1 4 Предварительный ¡ / нагрев 1/
гЩ
У 4ч . j---,-!'-..——г—-i -1-1-
2 4 6 8 10 12 14 Время, ч
Рис. 1. Схема спекания образцов
ветственно, длиной 65 мм в инертной атмосфере (аргон) при напряжении 16 кВ, емкости конденсатора 1.2 мкФ в режиме быстрого взрыва, который реализуется при протекании по проволочке импульса тока с плотностью 107-108 А/см2 [22]. Непосредственно после синтеза частицы пассивировались медленным напуском воздуха. Детально методика синтеза наночастиц ТьА1 приведена в [23].
Для получения композитов с различной пористостью наночастицы ТьА1 тщательно перемешивались с мочевиной (КИ2)2СО (Нева реактив, Россия) в количестве 40, 50, 60 и 70 об. % и 50 мкл поливинилового спирта (Нева реактив, Россия) в качестве органического связующего. Полученные образцы прессовали методом холодного одноосного прессования в стальной пресс-форме диаметром 10 мм при давлении 400 МПа в течение 5 мин. Высота образца после прессования составляла 5 мм. Далее образцы спекали в вакуумной печи в два этапа. Циклы спекания приведены на рис. 1.
После спекания образцы охлаждали в печи до комнатной температуры. Параметры образцов после спекания и их условные обозначения приве-
дены в табл. 1. Объемную усадку evoi выражали в процентах по отношению к разности между объемом заполняемой пресс-формы и объемом готового образца, отнесенной к объему последней. Для каждого соотношения было изготовлено по пять параллельных образцов.
2.2. Характеристика образцов
Рентгенофазовый анализ наночастиц проводили с помощью дифрактометра XRD-6000 (Shi-madzu, Япония) при СиКа-излучении, с областью углов поворота гониометра 29 = 20°-85° со скоростью 2° мин-1. За размер кристаллитов в наночас-тицах принимали размер областей когерентного рассеяния (ОКР), который был оценен по уравнению Шеррера. Структуру наночастиц и композита изучали методом просвечивающей (JEM-2100, JEOL, Япония) и сканирующей (LEO EVO 50, Zeiss, Германия) электронной микроскопии. Размер пор оценивали на основе анализа СЭМ-изображений объемных образцов. Удельную поверхность наночастиц определяли методом БЭТ по тепловой десорбции азота (Сорбтометр М, Ката-кон, Россия). Размер частиц определяли на основании обработки электронно-микроскопических изображений (не менее 2000 частиц), размер агломератов определяли седиментационным методом при помощи дисковой центрифуги CPS 24000 (CPS Disk Instruments, США). Предел прочности при сжатии определяли с помощью универсальной испытательной машины DVT GP (Devotrans, Турция) согласно методике ASTM E290. Выделение ионов титана и алюминия из компактного материала исследовали в условиях экспозиции образцов в растворе буфера SBF при 37 °С в течение 30 сут. Соотношение площади поверхности к объему раствора 1 см2/50 мл выбрали в соответствии с рекомендациями ASTM G31-21 (Standard Guide for Laboratory Immersion Corrosion Testing of Metals). Выбор методов количественного анализа определялся их высокой чувствительностью
Таблица 1. Описание полученных образцов
Обозначение Объемная доля №)2СО, % m г Диаметр, мм Высота, мм Потеря массы, %
спеченных образцов До спекания После спекания
Ti02/Al203(40) 40 1.7451 1.4279 10.85 6.00 18.2
Ti02/Al203(50) 50 1.5774 1.1662 10.90 5.74 26.1
Ti02/Al203(60) 60 1.4180 0.9082 11.00 5.75 35.9
Ti02/Al203(70) 70 1.2093 0.6542 10.85 5.76 45.9
к ионам исследуемых металлов. Определение концентрации катионов Al3+ проводили методом инверсионной вольтамперометрии на анализаторе TA-2 (Техноаналит, Россия). Предел обнаружения ионов Al3+ составляет 3.6 • 10-6 М. В качестве индикаторного электрода использовали золото-графитовый электрод, в качестве электрода сравнения — хлоридсеребряный электрод. Содержание Ti4+ определяли спектрофотометрическим методом с ЭДТА (СФ-2000, ОКБ Спектр, Россия). Предел обнаружения ионов Ti4+ составляет 10-4 М.
2.3. Цитосовместимость образцов
Для исследования цитосовместимости образцов использовали МТТ-тест и метод проточной цитофлуориметрии. В качестве испытуемой клеточной линии была выбрана перевиваемая линия фибробластов эмбриональной ткани мыши 3T3, предоставленная ФБУН ГНЦ ВБ «Вектор», Россия. Данная клеточная линия является чувствительной к экзогенной интоксикации. Отсутствие микоплазмы в клеточной линии было предварительно проверено методом полимеразной цепной реакции в режиме реального времени. Клетки предварительно культивировали при температуре 37 °C в атмосфере 5% CO2 в среде DMEM (Био-лот, Россия) с добавлением 10 мас. % эмбриональной телячьей сыворотки (HiClone, США) и 5 мас. % пенициллин-стрептомицина (Биолот, Россия). Количество живых клеток после культивирования определяли при помощи окрашивания витальным красителем трипановым синим. Подсчет клеток осуществляли с помощью автоматического счетчика клеток TC20 (Bio-Rad, США).
Исследование цитосовместимости образцов проводили методом прямого контакта. Для этого в лунки 24-луночного планшета помещали образцы, на поверхность которых вносили суспензию клеток в количестве 50 тыс. клеток на образец. Для улучшения адгезии клеточной культуры к субстрату образцы с инокулятом ставили в инкубатор на 3-5 мин. Далее вносили по 1 мл питательной среды в каждую лунку. Клетки на поверхности образцов инкубировали в течение 24 ч при температуре 37 °С в атмосфере 5% СО2 (Sanyo, Япония). После инкубирования проводили исследование жизнеспособности и апоптоза клеточной линии.
Исследование жизнеспособности клеток после контакта с образцом при помощи МТТ теста проводили в соответствии с протоколом MTT Cell
Proliferation Assay ATCC®30-1010K. Клетки открепляли с поверхности образцов и переносили по 100 мкл в 96-луночные планшеты. В каждую лунку с клетками добавляли по 10 мкл раствора MTT (3 -4,5 -диметилтиазол-2,5-дифенил-тетразо-лий бромида). Инкубирование с раствором MTT проводили в течение 2 ч при температуре 37 ± 1 °С и 5 % CO2. По окончании инкубирования питательную среду осторожно удаляли и добавляли в каждую лунку по 100 мкл диметилсульфоксида (Биолот, Россия) для растворения кристаллов формазана. Через 15 мин определяли оптическую плотность на микропланшетном спектрофотометре Termo Scientific Multiscan FC (Германия) при длине волны 570 нм. Далее вычисляли количество живых клеток по сравнению с контролем.
Для исследования апоптоза клеток методом проточной цитофлуориметрии клетки после инкубации промывали фосфатно-солевым буфером Дульбекко (Биолот, Россия) и открепляли с использованием 0.25 % трипсин-ЭДТА (HiClone, США). Нормальные и апоптотические клетки различали с использованием набора для обнаружения апоптоза FITC Annexin V с 7-AAD (BioLegend, Франция) в проточном цитометре Cytoflex (Beckman Coulter, Бреа, США). Для этого в пробирку типа Фалькон вносили 0.1 мл клеточной суспензии в буфере PBS. Добавляли 5 мкл раствора красителя Annexin V. Аккуратно перемешивали и оставляли на 15 мин в темноте при температуре 20 ± 5 °С. Далее добавляли 400 мкл разбавленного буфера для окрашивания и сразу же анализировали при помощи проточного цитофлуори-метра. Для статистической обработки результатов применяли параметрические методы при уровне значимости р < 0.05.
3. Результаты и обсуждение
В результате совместного электрического взрыва алюминиевой и титановой проволок в атмосфере аргона были получены наночастицы Ti/Al состава Ti(71 мас. %)/Al(29 мас. %). Характерные изображения синтезированных наночастиц, полученные методом просвечивающей электронной микроскопии, приведены на рис. 2. Частицы сферические, основное число частиц менее 200 нм, часть частиц имеет размер более 1 мкм (рис. 2, б). Площадь удельной поверхности порошка, определенная по методу БЭТ, составила 3.4 м2/г.
Гистограммы распределения наночастиц Ti/Al и их агломератов по размерам приведены на
Рис. 2. Изображение наночастиц и агломератов наночастиц Ti/Al. Просвечивающая электронная микроскопия
рис. 3. Распределения наночастиц близки к нормально-логарифмическому варианту распределения с асимметрией в правой части, максимум распределения находится в области 60-100 нм (рис. 3, а). Средний размер частиц составил 91 ± 1 нм. Наночастицы в порошке агломерированы, о чем свидетельствует наличие большого количества агломератов наночастиц размером от 200 нм до 1 мкм (рис. 3, б). Среднечисленный размер агломератов наночастиц составил 422 ± 26 нм.
Энергодисперсионным анализом установлено, что частицы порошка биметаллические, титан и алюминий равномерно распределены по объему частиц (рис. 4).
Фазовый состав наночастиц представлен в основном фазой у-Т1Л1 с примесями фаз а-Т1, А1,
ТЮ и а-Т13Л1 (рис. 5). Наличие пиков ТЮ с низкой интенсивностью обусловлено пассивацией нанопорошка кислородом воздуха. Также наблюдается образование фазы Т13Л1 как наиболее термодинамически выгодной и стабильной [24], а возникновение фазы интерметаллида Т1Л1 можно объяснить взаимодействием металлов Т и А1 в стехиометрических пропорциях. Кроме того, в продуктах взрыва присутствуют субмикронные и микронные размеры частицы преимущественно титана и алюминия. Размер областей когерентного рассеяния ВОКРР для фазы А1 составляет 67 нм, для Т — 97 нм, для ТЮ — 29 нм, для Л1Т — 47 нм, для Т13Л1 — 32 нм, что подтверждает дефектную кристаллическую структуру частиц. Дефектность структуры наночастиц обусловлена
Размер частиц, мкм
Рис. 3. Распределение наночастиц (а) и агломератов наночастиц (б) Ti/Al по размерам
m
V чР' Л'®
500 нм
i-1
Рис. 4. Изображение (а) и картирование изображения наночастиц Ti/Al (б, в). Просвечивающая электронная микроскопия (цветной в онлайн-версии)
методом их получения. При получении порошка с использованием электрического взрыва проволок диаметры проволочек в большинстве случаев ле-
■ Al □ Ti о AlTi3 • Al Ti Д TiO
-1-1-1-1-1-1-1-1-1-1-
30° 40° 50° 60° 70° 80° 20 (СиКа-излучение)
Рис. 5. Дифрактограмма наночастиц Ti-Al
жат в интервале от 0.1-0.5 мм, что обусловлено необходимостью реализации режима быстрого электрического взрыва проволочки, при котором основная масса вещества проволочки диспергируется в состоянии кластеров жидкого металла [25]. Применение металлических наночастиц должно способствовать увеличению прочности детали с удаленными связующими и порообразователями до консолидации и готовых спеченных изделий [26]. Например, добавление к микрочастицам наночастиц позволило повысить гомогенность фид-стока, а также прочность и чистоту поверхности спеченной детали, изготовленной при помощи PIM технологии [27].
Для получения образцов сплавов с различной пористостью наночастицы Ti/Al смешивали с по-рообразователем — мочевиной. Средний размер частиц мочевины составлял от 200 до 300 мкм. Сравнительный анализ изменения фазового состава при нагревании компактированных образцов приведен на рис. 6.
На дифрактограмме образца, нагретого на воздухе до 400 °С (шаг спекания 1), наблюдалось появление фазы рутила TiO2. После термической обработки при 800 °С фаза рутила дополнялась фазой анатаза, при этом увеличивалась интенсивность пиков рутила и одновременно снижалась интенсивность пиков титана. В образце сохранялась фаза алюминия, что говорит о диффузионном ограничении в оксидном слое, препятствующем взаимодействию алюминия с кислородом. Образующаяся пленка оксида алюминия на поверхности алюминиевой частицы играет роль барьера между газовой и металлической фазой. Такие реакции протекают со значительно мень-
20° 30° 40° 50° 60° 70° 80° 20 Рис. 6. Дифрактограммы компактированных образцов
шими скоростями [28]. Дальнейшее увеличение температуры до 1100 °С приводило к образованию фазы оксида алюминия а-А1203 (АжР = 122 нм) и увеличению ВОКР фазы рутила с 75 до 88 нм. Увеличение содержания мочевины в порошковых смесях приводило к увеличению пористости спеченных образцов и снижению их плотности. Так, увеличение содержания мочевины с 40 до 70 % приводило к увеличению порис-
тости с 18.2 до 45.9 % и снижению плотности с 1.74 до 1.23 г/см3. В работах [1, 7, 14] показано, что оптимальная пористость для быстрого врастания кости и транспорта жидкостей составляет 20-50 % при размере микропор 50-500 мкм. Таким образом, пористость образца Ti02/Al203(40), равная 18.2 %, недостаточна для проницаемости полученного материала остеобластами. Удельная плотность образцов Ti02/Al203(40), Ti02/Al203(50), ТЮ2/АЬ0з(60) составила 2.58, 2.18, 1.66 г/см3.
Для исследования морфологии спеченных образцов использовали сканирующую электронную микроскопию (рис. 7). Образец Ti02/Al203(70) оказался хрупким и разрушался даже при приготовлении образцов для сканирующей электронной микроскопии.
Диапазон размера макропор составлял 50200 мкм, что является оптимальным для быстрой остеоинтеграции и транспорта физиологических жидкостей. С увеличением содержания мочевины размер макропор практически не менялся, увеличивалось только их количество. Механизм образования макропор в присутствии мочевины детально описан в [2] и основан на образовании аммиака, углекислого газа и паров воды как продуктов реакции разложения мочевины. Таким образом, форму и размер макропор можно легко регулировать, изменяя гранулометрический состав мочевины.
При исследовании образцов методом сканирующей электронной микроскопии с большим увеличением наблюдаются микропоры (рис. 8, микропоры отмечены стрелками). Распределение Ti и Al по объему образца равномерное, отсутствуют области локализации какого-либо из элементов. При исследовании элементного состава образцов не было обнаружено остатков мочевины. На поверхности образца сформированы частицы оксида титана, собранные в агломераты размером 0.71.6 мкм. Поры микронного размера в образцах, образующиеся при сплавлении наночастиц порошка, могут быть полезными для закрепления костной ткани [29].
Однако наличие пор часто приводит к резкому снижению прочности и биологической стойкости материала, что ухудшает способность имплантата выдерживать нагрузки и снижает продолжительность службы имплантатов в организме человека [30]. При исследовании механических свойств полученных пористых образцов (рис. 9) установлено, что пористые образцы имели более низкие по
100 мкм ЕНТ-2000Ы Мад= 500Х Ядпа! А = л)75 вэр дя
| |_= 8.5 тт ТШАпд1в = 00°1РюЬе= 120 рА
Рис. 7. Изображение образцов ТЮ2/А12Оз(40) (а); ТЮ2/А1203(50) (б); ТЮ2/Л1203(60) (в); ТЮ2/А12О3(7о) (г). Сканирующая электронная микроскопия
7 ' ■ ' ■Ж',. • ."л ,
> Л4 ,•:■'. О / ..<ч * 6 Л',, .' '■ '.:'."•.. ■: ~ ' -Ч. V '' •V- ■■■ИГ-"'' ■■, .>ЗКк IV "ТА-. **•• . £ .'.„■ . .•Л:"К * Г.} ''-¡¿»^о^Чцй '.
• '•' ^-Г" »V . >ч ...щчШ^'.' '*'•' -С' /'V*
Рис. 8. Изображение образца ТЮ2/А1203(60). Сканирующая электронная микроскопия
Рис. 9. Кривые зависимости деформации от напряжения в испытаниях на сжатие
сравнению с компактным титаном прочностные характеристики.
Кривые напряжение-деформация характеризовались линейно-упругой областью до момента разрушения образцов. Характер разрушения хрупкий. Предел прочности образца ТЮ2/А12Оз(50) составил 278 МПа, образца ТЮ2/А1203(60) — 107 МПа, модуль упругости образцов составил 2.33 и 2.13 ГПа соответственно, что соответствует модулю упругости поясничных и шейных позвонков человека [31] и прочности костной ткани при растяжении [32]. Однако полученные пористые образцы разрушались уже при незначительных деформациях 0.5-1.0 %, в то время как кость выдерживает деформации до 6-8 % без разрушения. Таким образом, полученный пористый материал может использоваться в качестве скаффолдов для регенерации костной ткани в тех случаях, когда
он не будет испытывать существенных физиологических нагрузок.
Скорость деградации образцов Ti02/Al203(50), Ti02/Al203(60), рассчитанная по потере массы после 40 сут. экспозиции в SBF буфере, моделирующем биологическую жидкость, составила 0.129 и 0.209 мм/год соответственно. Среднее содержание выделяющихся ионов Al3+ и Ti4+ для образца Ti02/Al203(50) составило 0.59 ± 0.20 и 0.67 ± 0.10 мкг/сут, для образца Ti02/Ab03(60) — 1.71 ± 0.20 и 0.81 ± 0.30 мкг/сут. Из литературных данных [33] следует, что каждый химический элемент имеет определенный допустимый предел безопасной концентрации. При превышении данного предела может возникнуть множество проблем, таких как аллергическая реакция и разрушение костных тканей, которые могут привести к отторжению имплантата. Для человека верхний допустимый предел содержания Ti и Al составляет 700 и 5700 мкг/сут. соответственно. Как показали наши исследования, количество выделяющихся ионов увеличивалось с увеличением пористости образцов и было значительно ниже предельно допустимых значений. Это свидетельствует о безопасности образцов для организма человека.
Несмотря на то что оксид титана и оксид алюминия являются биоинертными материалами [3436], применение наночастиц в имплантатах является предметом серьезных опасений. Для оценки цитосовместимости образцов был проведен МТТ-тест и исследован апоптоз клеток. Клетки чувствительной клеточной линии фибробластов 3T3 культивировали на синтезированных образцах. Через 1-3 сут. не наблюдалось токсического действия по отношению к клеткам (>90 % жиз-
Рис. 10. Апоптоз и некроз клеточной линии 3Т3, проанализированный с помощью двойного окрашивания Аппехт V в контроле (а) и после инкубирования с образцами ТЮ2/А1203(50) (б), ТЮ2/А1203(60) (в)
неспособности клеток). Кроме того, количество апоптических клеток в образцах практически не отличалось от апоптоза клеток в контроле (рис. 10).
4. Заключение
В настоящей работе впервые предложен метод изготовления компактных пористых образцов из электровзрывных наночастиц Ti/Al с применением мочевины в качестве порообразователя. Образцы, полученные с использованием 50 и 60 % порообразователя, по плотности и пористости пригодны для замещения кортикальной кости. Количество выделяющихся в раствор SBF ионов зависит от удельной поверхности образцов, однако во всех случаях значительно ниже предельно допустимых значений. Полученные образцы композитов ТЮ2/А120з нетоксичны в отношении чувствительной клеточной линии фибробластов и имеют большой потенциал применения в качестве биоматериалов для ортопедических изделий.
Финансирование
Настоящее исследование выполнено при финансовой поддержке Российского научного фонда, проект № 21-79-30006. Цитологические испытания проведены за счет проекта государственного задания ИФПМ СО РАН FWRW-2021-0007.
Литература
1. Palka K., Pokrowiecki R. Porous titanium implants: A review // Adv. Eng. Mater. - 2018. - V. 20. - No. 5. -P. 1700648. - https://doi.org/10.1002/adem.201700648
2. Gupta J., Ghosh S., Aravindan S. Effect of Mo and space holder content on microstructure, mechanical and corrosion properties in Ti6AlxMo based alloy for bone implant // Mater. Sci. Eng. C. - 2021. - V. 123. - P. 111962. - https://doi. org/10.1016/j.msec.2021.111962
3. Lewis G. Properties of open-cell porous metals and alloys for orthopaedic applications // J. Mater. Sci. Mater. Med. -2013. - V. 24. - P. 2293-2325. - https://doi.org/10.1007/ s10856-013-4998-y
4. Ahn T.K, Lee D.H., Kim T.S., Jang G.C., Choi S., Oh J.B., Ye G., Lee S. Modification of titanium implant and titanium dioxide for bone tissue engineering // Novel Biomater. Regenerat. Med. - 2018. - P. 355-368. - https://doi.org/ 10.1002/vms3.1222
5. Nikoomanzari E., Karbasi M., Melo W., Moris H. Impressive strides in antibacterial performance amelioration of Ti-based implants via plasma electrolytic oxidation (PE0): A review of the recent advancements // Chem. Eng. J. - 2022. -V. 441. - P. 136003. - https://doi.org/10.1016/jxej.2022. 136003
6. Shi J., Yang J., Li Z., Zhu L., Li L., WangX. Design and fabrication of graduated porous Ti-based alloy implants for bio-
medical applications // J. Alloy. Compd. - 2017. - V. 728. -P. 1043-1048. - https://doi.Org/10.1016/j.jallcom.2017.08. 190
7. Du P., Xiang T., Yang X., Xie G. Optimization of bioactivity and antibacterial properties of porous Ti-based bulk metallic glass through chemical treatment // Ceramics Int. - 2023. -V. 49. - No. 9. - P. 13960-13971. - https://doi.org/10.1016/ j.ceramint.2022.12.278
8. Lewallen E.A., Riester S.M., Bonin C.A., Kremers H.M., Du-dakovic A., Kakar S., Cohen R.C., Westendorf J.J., Lewallen D.G., Wijnen A.J. Biological strategies for improved os-seointegration and osteoinduction of porous metal orthopedic implants // Tissue Eng. B. Rev. - 2015. - V. 21. - No. 2. -P. 218-230. - https://doi.org/10.1089/ten.TEB.2014.0333
9. Bozoglan A., Dundar S. Comparison of osseointegration of Ti-Al6V4 and Ti-Al6Nb7 implants: An experimental study // J. Oral Biol. Craniofac. Res. - 2021. - V. 11. - No. 4. -P. 624-627. - https://doi.org/10.1016/jjobcr.2021.09.012
10. Rotaru H., Armences G., Spirchez D., Berce C., Marcu T., Leordean D., Kim S.G., Lee S.W., Dinu C., Baciut G., Ba-ciut M. In vivo behavior of surface modified Ti6Al7Nb alloys used in selective laser melting for custom-made implants. A preliminary study // Rom. J. Morphol. Embryol. -2013. - V. 54. - No. 3 - P. 791-796. ISSN (on-line) 20668279.
11. Lewis G. Properties of open-cell porous metals and alloys for orthopaedic applications // J. Mater. Sci. Mater. Med. -2013. - V. 24. - P. 2293-2325. - https://doi.org/10.1007/ s10856-013-4998-y
12. Le Guéhennec L., Soueidan A., Layrolle P., Amouriq Y. Surface treatments of titanium dental implants for rapid osseoin-tegration // Dental Mater. - 2007. - V. 23. - No. 7. - P. 844854. - https://doi.org/10.1016Zj.dental.2006.06.025
13. Kitagawa I.L., Miyazaki C.M., Pitol-Palin L., Okamoto R., Vasconcellos L.M.R., Constantino C.J.L., Lisboa-Filho P.N. Titanium-based alloy surface modification with TiO2 and poly (sodium 4-styrenesulfonate) multilayers for dental implants // ACS Appl. Bio Mater. - 2021. - V. 4. - No. 4. -P. 3055-3066. - https://doi.org/10.1021/acsabm.0c01348
14. Annur D., Rokhmanto F., Thaha Y.N., Kartika I., Dimyati A., Supriadi S., Suharno B. Processing and characterization of porous titanium for orthopedic implant prepared by argon-atmospheric sintering and arc plasma sintering // Mater. Res. -2021. - V. 24. - No. 6. - P. e20210122. - https://doi.org/ 10.1590/1980-5 373-mr-2021-0122
15. Song C., Liu L., Deng Z., Lei H., Yuan F., Yang Y., Li Y., Yu J.K. Research progress on the design and performance of porous titanium alloy bone implants // J. Mater. Res. Tech-nol. - 2023. - V. 23. - P. 2626-2641. - https://doi.org/10. 1038/s41591-020-0840-5
16. Cuervo-Osorio G., Jimenez-Valencia A.M., Mostquera-Agualimpia C., Escobar-Sierra D.M. Manufacture of titanium dioxide scaffolds for medical applications // Revista Facultad de Ingeniería. - 2018. - V. 27. - No. 48. - P. 1725. - https://doi.org/10.19053/01211129.v27.n48.2018.8017
17. Michalak M., Latka L., Sokolowski P., Candidato R.T., Am-broziak A. Effect of TiO2 on the microstructure and phase composition of Al2O3 and Al2O3-TiO2 APS sprayed coatings // Bull. Polish Acad. Sci. Tech. Sci. - 2021. - V. 69. -No. 2. - P. e136735. - https://doi.org/10.24425/bpasts.2021. 136735
18. Gil F.J., Perez R.A., Olmos J., Herraez-Galindo C., Gutierrez-Perez J.L., Torres-Lagares D. The effect of using Al2O3 and TiO2 in sandblasting of titanium dental implants // J.
Mater. Res. - 2022. - V. 37. - No. 16. - P. 2604-2613. -https://doi.org/10.1557/s43578-022-00534-0
19. Hu X., Xu L., Fu X., Huang J., Ji P., Zhang Z., Deng F., Wu X. The TiO2-^ implant residual is more toxic than the Al2O3-n implant residual via blocking LAP and inducing macrophage polarization // Nanoscale. - 2021. - V. 13. -No. 19. - P. 8976-8990. - https://doi.org/10.1039/D1N R00696G
20. Depboylu F.N., Yasa E., Poyraz O., Minguella-Canela J., Korkusuz F., De los Santos Lopez M.A. Titanium based bone implants production using laser powder bed fusion technology // J. Mater. Res. Technol. - 2022. - V. 17. - P. 14081426. - https://doi.oig/10.1016/jjmrt.2022.01.087
21. Макаров С.В, Олимов М.Г., Плотников В.А., Орлова Ю.А., Евтушенко Е.Е., Шуткин А.А. Формирование диффузионной зоны на границе раздела алюминий/титан // Фундаментальные проблемы современного материаловедения. - 2017. - Т. 14. - № 4. - С. 475-479.
22. Lozhkomoev A.S., kazantsev S.O., Bakina O.V., Pervi-kovA.V., Chzhou V.R., Rodkevich N.G., LernerM.I. Investigation of the peculiarities of oxidation of Ti/Al nanoparticles on heating to obtain TiO2/Al2O3 composite nanoparticles // J. Cluster Sci. - 2022. - P. 1-10. - https://doi.org/10.1007/ s10876-022-02382-8
23. Lerner M., Pervikov A., Glazkova E., Rodkevich N., Torop-kov N. Electrical explosion synthesis, oxidation and sintering behavior of Ti-Al intermetallide powders // Metals. - 2021. -V.11. - No. 5. - P. 760. - https://doi.org/10.3390/met 11050760
24. Кривоносова Е.А., Рудакова О.А., Горчаков А.И., Бородин Н.М. Фрактальный анализ структурообразования покрытий при микродуговом оксидировании // Сварка и диагностика. - 2010. - Т. 2010. - № 1. - С. 37-40.
25. Sarkisov G.S., Sasorov P.V., Stuve K.W., McDaniel D.H. State of the metal core in nanosecond exploding wires and related phenomena // J. Appl. Phys. - 2004. - V. 96. -No. 3. - P. 1674-1686. - https://doi.org/10.1063/1.1767976
26. Bolzoni L., Ruiz-Navas E.M., Gordo E. Feasibility study of the production of biomedical Ti-6Al-4V alloy by powder metallurgy // Mater. Sci. Eng. C. - 2015. - V. 49. - P. 400407. - https://doi.org/10.1016/j.msec.2015.01.043
27. Oh J.W., Seong Y., Park S.J. Effect of nanoparticles in bimodal powder on physical and mechanical properties of powder injection molded parts // J. Mater. Process. Technol. -2018. - V. 262. - P. 503-510. - https://doi.org/10.1016/ j.jmatprotec.2018.07.012
28. Коршунов А.В. Размерные и структурные эффекты при окислении частиц металлов // Изв. ТПУ. Инжиниринг георесурсов. - 2012. - Т. 321. - № 3. - С. 28-36.
29. Zioupos P., CookR.B., Hutchinson J.R. Some basic relationships between density values in cancellous and cortical bone // J. Biomechanics. - 2008. - V. 41. - No. 9. - P. 19611968. - https://doi.org/10.1016/jjbiomech.2008.03.025
30. Turnbull G., Clarke J., Picard F., Riches P., Jia L., Han F., Li B., Shu W. 3D bioactive composite scaffolds for bone tissue engineering // Bioactive Mater. - 2018. - V. 3. - No. 3. -P. 278-31427. - https://doi.org/10.1016/j.bioactmat.2017. 10.001
31. Rice R.W. Relation of tensile strength-porosity effects in ceramics to porosity dependence of Young's modulus and fracture energy, porosity character and grain size // Mater. Sci. Eng. A. - 1989. - V. 112. - P. 215-224. - https://doi.org/10. 1016/0921-5093(89)90361-4
32. Макарова Э.Б., Захаров Ю.М., Рубштейн А.П., Исай-кин А.И. Интеграция костной ткани в пористые титановые импланты с алмазоподобными нанопокрытиями // Гений ортопедии. - 2011. - Т. 2011. - № 4. - С. 111-116.
33. Giavaresi G., Giardino R., Ambrosio L., Battiston G., Ger-basi R., Fini M., Rimondini L., Torricelli P. In vitro biocom-patibility of titanium oxide for prosthetic devices nanostruc-tured by low pressure metal-organic chemical vapor deposition // Int. J. Artificial Organs. - 2003. - V. 26. - No. 8. -P. 774-780. - https://doi.org/10.1177/039139880302600811
34. Zhou J., Georgas E., Su Y., Zhou J., Kroger N., Benn F., Kopp A., Quin Y.X., Zhu D. Evolution from bioinert to biore-sorbable: In vivo comparative study of additively manufactured metal bone scaffolds // Adv. Sci. - 2023. - V. 10. -No. 26. - P. 2302702. - https://doi.org/10.1002/advs.20 2302702
35. Davis R., Singh A., Jachson M.J., Coelho R.T., Prakash D., Chalambous C.P., Ahmed W., Riberio da Silva L.R., Lawrence A.A. A comprehensive review on metallic implant biomaterials and their subtractive manufacturing // Int. J. Adv. Manuf. Technol. - 2022. - V. 120. - No. 3-4. - P. 14731530. - https://doi.org/10.1007/s00170-022-08770-8
36. Sharkeev Y.P. et al. Special aspects of microstructure, deformation and fracture of bioinert zirconium and titanium-niobium alloys in different structural states // Russ. Phys. J. -2019. - V. 61. - P. 1718-1725. - https://doi.org/10.1007/ s11182-018-1592-2
Поступила в редакцию 11.12.2023 г., после доработки 15.12.2023 г., принята к публикации 15.12.2023 г.
Сведения об авторах
Бакина Ольга Владимировна, д. т.н., снс ИФПМ СО РАН, ovbakina@ispms.ru Сваровская Наталья Валентиновна, к.х.н., снс ИФПМ СО РАН, nvsv@ispms.ru Чжоу Валерия Романовна, асп. ИФПМ СО РАН, мнс ТГУ, chzhou.vr@ispms.ru Глазкова Елена Алексеевна, к.х.н., снс ИФПМ СО РАН, eag1@ispms.ru Ложкомоев Александр Сергеевич, д.т.н., зав. лаб. ИФПМ СО РАН, as1@ispms.ru
Иванова Людмила Юрьевна, к.т.н., мнс ИФПМ СО РАН, нс ТГУ, 1i860701@gmai1.com, an1u99@ramb1er.ru Спирина Людмила Викторовна, зав. каф. СибГМУ, spirina1v1@mai1.ru
Лернер Марат Израильевич, д.т.н., проф., зав. лаб. ИФПМ СО РАН, гнс ТГУ, 1erner@ispms.ru
