CC BY
101
УДК 678.5.046;615.462-036.5;615.477
ВЫСОКОЭЛАСТИЧНЫЕ БИОКОМПОЗИТНЫЕ ПОКРЫТИЯ НА ОСНОВЕ СОПОЛИМЕРА ТЕТРАФТОРЭТИЛЕНА С ВИНИЛИДЕНФТОРИДОМ, НАПОЛНЕННОГО ГИДРОКСИАПАТИТОМ
Е.Н. Больбасов***, В.В. Гузеев**, М.В. Дворниченко**, К.А. Нечаев**, С.И. Твердохлебов*, И.А. Хлусов**, В.А. Новиков***
*Томский политехнический университет **ТФ ФГУ «РНЦ ВТО» им. акад. Г.А. Илизарова Росмедтехнологий, г. Томск ***Томский государственный университет E-mail: tverd@tpu.ru; bolb@sibmail.com
Предложен композиционный материал для имплантатов на основе сополимера тетрафторэтилена с винилиденфторидом, наполненного гидроксиапатитом, и способ формирования из материала биологически активных эластичных покрытий с развитой пористостью. Исследована зависимость химического состава, морфометрических и механических характеристик покрытий из композитов от массового содержания гидроксиапатита. Показано, что предлагаемые покрытия удовлетворяют требованиям к материалам медицинских имплантатов по ГОСТ Р ИСО 10993.
Ключевые слова:
Биокомпозит, гидроксиапатит, сополимер, эластичность, адгезия, поры. Key words:
Biocomplex, hydroxyapatite, copolymer, elasticity, adhesion, porous.
Введение
Переломы и повреждение костей являются одним наиболее распространенных видов травм. Признанным способом лечения травм и исправления патологий опорно-двигательного аппарата является накостный и аппаратный остеосинтез по Г.А. Илизарову, развитие которого привело к созданию технологии напряженного интрамедуллярно-го армирования [1]. Суть этой технологии состоит во введении в полость костномозгового канала различного вида имплантатов. Наилучшие клинические результаты достигаются, когда их поверхность покрыта кальций-фосфатной биокерамикой [2, 3].
В свою очередь кальций-фосфатные покрытия для имплантатов должны обладать совокупностью часто взаимоисключающих физико-механических и химических свойств. В частности, с одной стороны, обладать высокой эластичностью и достаточной адгезией к основному материалу, с другой стороны, иметь толщину более 150 мкм и обладать высокой, многоуровневой (на макро- и микроуровнях) пористостью, которая способствует эффективному врастанию в поры покрытия живых тканей [3]. Отношение Са/Р в таких покрытиях должно быть порядка 1,67, что характерно для естественной костной ткани [4].
Большинство методов нанесения кальций-фосфатных покрытий [4-6] не позволяют получить биопокрытия, одновременно удовлетворяющие перечисленным требованиям. Например, магне-тронным методом можно получать сплошные эластичные покрытия с регулируемым отношением Са/Р, но при этом нанесение покрытия толщиной в сотни мкм представляет большую сложность. Микродуговым оксидированием и шликерным методом получают «толстые» покрытия, но не обладающие требуемой пористостью и эластичностью. В этой связи задача формирования покрытий на
имплантатах, обладающих комплексом вышеуказанных свойств, является актуальной.
Одним из подходов к решению задачи получения эластичных, пористых и толстых покрытий является использование полимерных композитов [7], состоящих, как минимум, из двух фаз: 1) органической - в виде биологически инертного полимерного связующего, обладающего эластичностью, адгезией, биологической инертностью, способностью к стерилизации; 2) неорганической - биологически активного наполнителя в виде мелкодисперсных порошков кальций-фосфатов различного химического состава, которые способствуют протеканию биологических процессов остеоиндукции и остеокондукции [4].
Кроме этого использование биополимерных композитов в качестве покрытий имплантатов является перспективным [7], поскольку технология их изготовления и нанесения позволяет регулировать основные характеристики покрытия, обеспечивающие их биологическую совместимость, а именно: 1) регулировать механические характеристики и биологическую активности вплоть до биоинертности путём изменения массовой доли неорганического наполнителя; 2) контролировать элементный состав и скорость биологической деградации композита путём подбора соответствующих форм кальций-фосфатных соединений; 3) регулировать морфометрические характеристики композита путём изменения дисперсности наполнителя [8]. При многослойном нанесении биополимерных композитов можно получать покрытия толщиной до 150...200 мкм с развитой трехмерной архитектоникой на макро- и микроуровне.
Материалы и методы
В качестве связующего для изготовления биополимерных композитов был выбран сополимер те-
Известия Томского политехнического университета. 2G1G. Т. 317. № 2
трафторэтилена с винилиденфторидом (ТФЭ/ВДВ), что обусловлено его высокой химической стойкостью, хорошими физико-механическими характеристиками, термостойкостью и термостабильностью [9], биологической инертностью [10]. Полимеры данного типа используются для изготовления имплантируемых устройств, находящихся в длительном контакте с живым организмом, в частности, протезов для хирургического лечения грыж «УНИФЛЕКС» [11]. Такие полимеры могут перерабатываться из раствора, что упрощает аппаратную реализацию процесса приготовления композита.
В качестве неорганической минеральной фазы биополимерного композита использовался ги-дроксиапатит (ГА) биологического происхождения, полученный путем обжига свиных костей с последующим размолом, многократной промывкой, сушкой и просеиванием. Методом рентгено-фазового анализа на дифрактометре 8Ытаёги ХЯС 6000 доказано, что полученный материал является гидроксиапатитом.
Раствор сополимера ТФЭ/ВДВ был получен растворением порошка сополимера в ацетоне квалификации «ч.д.а.» при непрерывном перемешивании и постоянной температуре 70 °С Дисперсия ГА была получена путем перемешивания порошка ГА в этилацетате квалификации «ч.д.а.» в шаровой мельнице при 30 °С в течение 2 ч. После приготовления раствора сополимера к нему при постоянном перемешивании добавлялась дисперсия ГА до достижения требуемой вязкости. Затем раствор композита методом пневматического распыления наносили на предварительно подготовленные и нагретые до 70 °С пластины из титана марки ВТ-6. Образцы с нанесенным композитом для удаления остатков растворителя помещали в сушильный шкаф на 12 ч при 150 °С. Выбранные режимы позволяют получать гомогенные и гибкие (эластичные) пленки ТФЭ/ВДВ-ГА из компонентов, приготовленных с соотношением по массе полимер (ТФЭ/ВДВ):на-полнитель (ГА) 70:30, 50:50, 30:70, которые условно будем называть I, II, III группа, соответственно.
Толщину однослойных покрытий определяли с помощью прибора для измерения геометрических параметров «Константа К5» и преобразователя ПД 1, погрешность измерения составляла ±(0,02й+0,002) мм. Эластичность многослойных пленок композиционного материала толщиной до 200 мкм, нанесенных на подложки из титанового сплава марки ВТ-6 размерами 120x35x0,3 мм, определяли с помощью прибора «Изгиб» по ГОСТ 6806-73, ИСО 1519. Адгезию пленок композиционного материала толщиной до 200 мкм к титановой подложке из сплава ВТ-6 размерами 35x35x5 мм при нормальном отрыве исследовали на приборе «Адгезиометр ОР» по ИСО 4624. Морфологию поверхности композитов ТФЭ/ВДВ-ГА исследовали методом оптической микроскопии на микроскопе «Мойс» с последующей компьютерной обработкой полученных изображений с помо-
щью пакета программ Motte Image Life plus, которая позволяет определить морфометрические характеристики поверхности композита: общую поверхностную пористость, площадь и периметр пор.
Поверхности композитов ТФЭ/ВДВ-ГА детально исследована на растровом электронном микроскопе Philips SEM 515. Внутреннюю структуру мак-ропор исследовали методом атомно-силовой микроскопии с использованием прибора «C3M Solver HV». Химический состав композита (ТФЭ/ВДВ-ГА) исследовали методом рентгенофлуоресцентно-го анализа на установке Shimadzu XRF 1800. Образцы для исследований в виде дисков диаметром 5 мм изготавливали методом холодного прессования материала. Токсикологические испытания, оценку местнораздражаюшего действия и гемолитическую активность композиционных материалов получали в соответствии с ГОСТ Р ИСО 10993 на дисках из титанового сплава ВТ-6 с нанесенным композиционным материалом ТФЭ/ВДВ-ГА, прошедших стерилизацию этиленоксидом в стерилизаторе AN4000 (Andersen Sterilizers Inc.).
Результаты и их обсуждение
В процессе исследований были получены три группы биокомпозитов с различными массовыми соотношениями полимера (ТФЭ/ВДВ) и наполнителя (ГА) на титановом сплаве ВТ-6, и определены их механические характеристики (табл. 1).
Анализ результатов измерения толщины h однослойных биопокрытий показывает, тенденцию к увеличению толщины при увеличении массовой доли наполнителя (ГА) в композиционном материале. Эластичность (С - диаметр стержня по ГОСТ 6806-73) и адгезионная прочность при нормальном отрыве покрытий у имеют тенденцию к уменьшению при увеличении содержания ГА в композиционном материале.
Таблица 1. Группы биокомпозитов и их механические свойства
Группа биокомпозита Содержание ТЭФ/ПВДФ, мас. % Содержание наполнителя (ГА), мас. % Толщина покрытия* h, мкм Эластичность* С, мм Адгезия при отрыве** у, 1G6 кг/м2
I 7G 3G 122±2,4 2,G 12,1
II 5G 5G 146±2,92 3,G 9,2
III 3G 7G 187±3,74 3,5 7,1
*По 3 образцам; **по В образцам.
Обнаруженную закономерность можно объяснить увеличением пористости биопокрытий, что подтверждается результатами оптической микроскопии поверхности композита, рис. 1.
Другими словами, увеличение пористости влечет за собой уменьшение эластичности и снижение адгезионной прочности при нормальном отрыве. Полученные данные согласуются с результатами других исследователей, проведенными с использованием композитов на основе хитозана [12].
Результаты исследований характеристик поверхности биокомпозита представлены в табл. 2.
а б в
Рис. 1. Оптическая микроскопия поверхности биокомпозита (оптический микроскоп «Motic»), группа композита: а) I; б) II; в) III
Таблица 2. Основные морфометрические характеристики поверхности биокомпозита
о 2 ^ ^ i ¿ i о ^ ■= jD Площадь пор, мкм2 Периметр пор, мкм
ГО о 1= с 1° t S3 =1 ю q-О d ю u ° ¡L Мин. Макс. Средняя Мин. Макс. Средний
I 104542 9,63 1,4 5473,4 44,8 3,9 825,2 17,2
II 209501 19,29 0,8 9464,0 34,5 4,2 1118,0 13,8
III 441280 37,79 0,8 25379,6 90,0 5,2 3393,1 22,7
Из представленных данных следует, что с увеличением содержания ГА в биокомпозите увеличиваются все морфометрические характеристики его поверхности. Анализ морфометрических характеристик образцов, проведенный методом оптической микроскопии с использованием программного обеспечения Мойс Image Life, позволил убедиться в том, что при используемых режимах нанесения биопокрытия, поверхность композита имеет многоуровневые, взаимопроникающие поры с площадью более 5000 мкм2.
На изображениях (растровый электронный микроскоп Philips SEM 515) отчетливо видно, что микроструктура биокомпозита представляет собой многоуровневую пористую систему, в которой частицы ГА связаны между собой полимерным связующим (рис. 2). Как указано выше, с увеличением содержания ГА увеличивается общая пористость, появляется значительное число капилляров, а по-
ры становятся открытыми, взаимопроникающими; увеличивается удельная площадь поверхности биокомпозита. Это заключение подтверждается исследованием внутренней структуры макропор, проведенным методом атомно-силовой микроскопии на установке «C3M Solver HV». Внутренняя структура макропор показана на рис. 3.
Результаты исследования внутренней структуры макропор показывают, что поверхность пор пронизана системой капилляров, количество которых увеличивается с увеличением содержания массовой доли гидроксиапатита в биокомпозите. Отметим, что увеличение количества капилляров в биокомпозите ведет к улучшению циркуляции биологических жидкостей в объеме биокомпозита [3].
Таким образом, микроскопические исследования структуры биокомпозита на микро- и макроуровнях однозначно показывают увеличение пористости биокомпозита с увеличением содержания массовой доли гидроксиапатита в биокомпозите. Структура биокомпозита становится схожей со структурой губчатой кости. Это является основным фактором, способствующим прорастанию костной ткани в поры с образованием костных блоков «биокомпозит - костная ткань», что ведет к увеличению жесткости фиксации, например, интрамедул-лярного имплантата в костномозговом канале [2].
В табл. 3 представлены данные о химическом составе исследуемых групп биокомпозита, полученные методом рентгенофлуоресцентного анализа. Анализ элементного состава показывает, что ос-
Известия Томского политехнического университета. 2010. Т. 317. № 2
новной состав биокомпозитов - это кальций, фосфор, фтор и кислород с небольшой примесью магния, калия, углерода и натрия, а также следовыми количествами никеля, меди и железа. Наличие примесей можно объяснить присутствием различного рода включений в используемом ГА биологического происхождения [3]. В целом соотношения основных элементов в биокомпозите зависят от содержания ГА в исходном материале, при этом с увеличением содержания ГА увеличивается общее содержание Са и Р в композите. Массовое отношение Са/Р не зависит от массового содержания ГА в композиционном материале и равно 2,27.
Таблица 3. Химический состав биокомпозита, мас. %
Группа биокомпозита Са Р О F Мд К № Остальные
I 30,42 12,81 19,95 32,96 0,55 0,04 0,42 2,85
II 35,12 15,42 29,20 16,90 0,66 0,04 0,53 2,13
III 37,16 16,38 32,63 11,80 0,60 0,05 0,54 0,84
В табл. 4 приведены данные о токсичности, апирогенности и гемолитической активности биокомпозита ТФЭ/ВДВ-ГА с наибольшим содержанием сополимера ТФЭ/ВДВ (I группа), полученные в соответствии с ГОСТ Р ИСО10993.
Таблица 4. Результаты исследования биокомпозита I группы
Наименование показателя Допустимые значения Результаты испытаний Вывод о соответствии
Гемолитическая активность Не более 2 % 0,7 Соотв.
Индекс токсичности 70...120 % 88,4 % Соотв.
Пирогенность Повышение температуры не более чем на 3 °С 0,4 °С Соотв.
Результаты исследования токсичности композитного материала ТФЭ/ВДВ-ГА в соответствии с ГОСТ Р ИСО10993 свидетельствуют о возможности применения предложенных покрытий из композитных материалов ТФЭ/ВДВ-ГА для медицинских имплантатов. Токсикологические исследования вытяжек из композитного материала
ТФЭ/ВДВ-ГА на лабораторных животных при вну-трибрюшном введении не выявили макроскопических изменений органов и тканей, весовых коэффициентов внутренних органов. Вытяжки из композитного материала ТФЭ/ВДВ-ГА не оказывали местного и общего раздражающего воздействия на кожу и слизистые оболочки лабораторных животных. Показано, что для стерилизации композита может применяться газовый метод этиленоксидом.
Выводы
1. Предложен метод подготовки исходных материалов и технология формирования биоактивного покрытия на металлических имплантатах ортопедического назначения на основе сополимера тетрафторэтилена с винилиденфторидом, наполненного гидроксиапатитом.
2. Метод позволяет формировать покрытия с мор-фометрическими характеристиками поверхности, зависящими от массовой доли гидроксиа-патита, вводимого в полимер.
3. Показано, что поверхность покрытия представляет собой многоуровневую структурированную систему, состоящую микро- и макропор.
4. Химический состав биокомпозита в основном представлен кальцием, фосфором, кислородом и фтором, количественное соотношение между которыми зависят от содержания гидроксиапа-тита, вводимого в полимер. Массовое отношение Са/Р равно 2,27 и не зависит от содержания гидроксиапатита в композите, а определяется его исходным химическим составом.
5. Обнаружено, что наилучшими показателями эластичности и адгезионной прочности (^=12,Ы06 кг/м2) обладают биокомпозиты с содержанием гидроксиапатита 30 мас. %.
6. Показано, что биопокрытия, подвергнутые стерилизации этиленоксидом, являются нетоксичными, апирогенными и стерильными.
7. Биопокрытия, полученные методом пневматического распыления с последующей сушкой, могут быть рекомендованы для металлических имплантатов.
Авторы выражают благодарность сотрудникам Томского материаловедческого центра коллективного пользования ГОУ ВПО ТГУ за помощь в проведении исследований.
СПИСОК ЛИТЕРАТУРЫ
1. Бурлаков Э.В., Алатов Д.В., Попков Д.А., Шутов Р. Б. К расче -ту основных параметров спицы при интрамедуллярном армировании трубчатых костей // Медицинская техника. - 2008. -№ 3. - С. 26-28.
2. Шутов Р.Б. Оперативное удлинение врожденно укороченной голени автоматическим дистрактором с применением интра-медуллярного армирования спицами с гидроксиапатитным покрытием: дис. ... канд. мед. наук. - Курган, 2009. - 226 с.
3. Карлов А.В., Шахов В.П. Системы внешней фиксации и регу-ляторные механизмы оптимальной биомеханики. - Томск: STT, 2001. - 477 с.
4. Шаркеев Ю.П., Колобов А.В., Хлусов И.А., Карлов А.В., Лего-стаева Е.В., Шашкина Г.А. Биокерамические покрытия с высоким содержанием кальция для медицины // Физическая мезо-механика. - 2004. - Т. 8. Спец. выпуск. - Ч. 2. - С. 83-86.
5. Гузеев Вит.В, Верешагин В.И., Гузеев Вас.В. Покрытия на основе фосфатных связующих // Стекло и керамика. - 2000. -№ 6. - С. 58-59.
6. Аронов А.М., Пичугин В.Ф., Ешенко Е.В., Рябцева М.А., Сур-менев Р.А., Твердохлебов С.И., Шестериков Е.В. Тонкие кальций-фосфатные покрытия, полученные методом высокочастотного магнетронного распыления, и перспективы их применения в медицинской технике // Медицинская техника. -2008. - № 3. - С. 18-22.
7. Хенч Л., Джонс Д. Биоматериалы, искусственные органы и инжиниринг тканей. - М.: Техносфера, 2007. - 303 с.
8. Баринов С.М., Комлев В.С. Биокерамика на основе фосфатов кальция. - М.: Наука, 2005. - 203 с.
9. Катаева В.М., Попова В.А., Сажина Б.И. Справочник по пластическим массам. - Т. 1. - М.: Химия, 1975. - 498 с.
10. Графская Н.Д. Сравнительная оценка сетчатых полимерных материалов как алопротезов брюшной сетки при грыжах: дис.... канд. мед. наук. - М., 1967. - 212 с.
11. Федотов А.Ю., Смирнов В.В., Фомин А.С., Фадеева И.В., Ба-ринов С.М. Пористые хитозановые матриксы, армированные биоактивными соединениями кальция // Доклады РАН. -2008. - Т. 243. - № 6. - С. 771-773.
Поступила 05.02.2010 г.
УДК 539.216.2, 621.666.762
УВЕЛИЧЕНИЕ ТЕРМОЦИКЛИЧЕСКОЙ СТОЙКОСТИ ПОКРЫТИЙ НА ОСНОВЕ Zr-Y-O, ПОЛУЧЕННЫХ МЕТОДОМ МАГНЕТРОННОГО ОСАЖДЕНИЯ
В.П. Сергеев*, В.В. Нейфельд, А.Р. Сунгатулин, О.В. Сергеев, М.В. Федорищева, А.Ю. Никалин
*Томский политехнический университет Институт физики прочности и материаловедения СО РАН, г. Томск E-mail: retc@ispms.tsc.ru
Методом магнетронного распыления в режиме постоянного тока и импульсном режиме получены покрытия на основе Zr-Y-O с различной концентрацией Y. Методами рентгеноструктурного анализа и масс-спектрометрии вторичных ионов исследован химический и фазовый состав покрытий. Выявлено влияние режимов осаждения покрытий на их термоциклическую стойкость.
Ключевые слова:
Ионная бомбардировка, покрытие, оксид, цирконий, термостойкость, фазовый состав. Key words:
Ion bombardment, coating, oxide, zirconium, heat-resistance, phase composition.
Введение
Циркониевая керамика занимает ведущее место среди огнеупорных конструкционных материалов, поскольку сохраняет высокие механические свойства до температур, составляющих 0,8...0,9Гпл, равной 3173 К [1]. В связи с этим понятен интерес к ее теплофизическим свойствам и, в первую очередь, к термостойкости. В современной технике используют частично стабилизированный диоксид циркония, содержащий в качестве стабилизатора оксид иттрия. В таком материале возможна реализация многофазной структуры, содержащей все три модификации диоксида циркония - кубическую, тетрагональную и моноклинную. Полиморфные превращения, происходящие при изменении температуры, можно использовать для повышения термостойкости керамики.
В настоящее время установлено, что высокий уровень механических свойств материалов на ос-
нове частично-стабилизированного диоксида циркония обусловлен механизмом трансформационного упрочнения, включающим в себя мартенси-тный переход метастабильной тетрагональной Т-фазы в стабильную моноклинную М-фазу под воздействием приложенных напряжений [2, 3]. Существенным недостатком трансформационно-упрочненной керамики является снижение высоких прочностных свойств с повышением температуры и приближением ее к области стабильности тетрагональной модификации, где из-за отсутствия термодинамического стимула прекращается рост упрочнения за счет мартенситного тетрагонально-моноклинного превращения [2].
Современные требования к эксплуатационным характеристикам жидкостных ракетных двигателей делают актуальной задачу нанесения покрытий с низкой теплопроводностью и высокой термоциклической стойкостью (ТЦС) на внутренние по-
