Биоактивные материалы. Биоактивные материалы
 Скачать 25.63 Kb.
|
|
Биоактивные материалы Характерной чертой 3 тысячелетия является стремление к повышению качества и продолжительности жизни человека. Существенную роль в достижении этих целей играют успехи в разработке и использовании новых биоматериалов, т.е. материалов, которые применяются в медицине для поддержания жизнедеятельности и нормального функционирования организма. В развитие биоматериалов вкладываются огромные средства, а рынок биоматериалов оценивается в десятки миллиардов долларов. Терминология и определения в такой активно развивающейся области науки и клинической медицины как биоматериалы (или биомедицинские материалы) непрерывно уточняются. В 80-х годах прошлого столетия по инициативе профессора Дэвида Уильямса (ныне главный редактор журнала "Biomaterials") на специальных конференциях неоднократно обсуждались вопросы, связанные с определениями понятий в области биоматериалов. К биоматериалам относятся материалы, которые постоянно контактируют с тканями организма. При этом они подразделяются на три категории в соответствие с характером их биологических (биохимических) реакций с окружающими тканями: биоинертные (bioinert), биоактивные (bioactive) и биоразрушающиеся (biodegradable или bioresorbable). Биоактивные материалы выполняют биологические функции, имитируя естественные ткани, а биоразрушаемые материалы постепенно растворяются в теле и замещаются натуральными тканями. В качестве примеров биоинертных материалов часто приводят металлы (например, титан) или керамику (например, двуокись циркония), а в качестве биоактивных – полимерные материалы, первым из которых был, по-видимому, полиметилметакрилат, нашедший широкое применение в стоматологии, биостекла и некоторые керамики (гидроксиапатит, трикальциум фосфат и др.). Полимерные материалы являются также наиболее распространенными представителями биодеградирующих материалов, однако, в последнее время внимание исследователей привлекли и другие растворимые в тканях имплантаты, в частности, металлические (например, магниевые сплавы). В изложенной классификации, на наш взгляд, наименее определенным является понятие "биоактивные материалы". В текущей литературе часто под биоактивными подразумевают материалы, оказывающие направленное (положительное) влияние на окружающие ткани и способствующие активному "вживлению" и улучшенному функционированию имплантата. ПОЛУЧЕНИЕ БИОАКТИВНЫХ МАТЕРИАЛОВ МЕДИЦИНСКОГО НАЗНАЧЕНИЯ. Одним из наиболее интенсивно развивающихся направлений современного медицинского материаловедения является создание имплантов для замены поврежденных участков костной ткани. В настоящее время для изготовления костных протезов и в восстановительной костной хирургии находят применение металлы и сплавы, полимерные и керамические материалы. Широко используются материалы регенеративного действия, способствующие восстановлению структурной и функциональной целостности костных тканей за счет стимуляции собственных остеогенных клеток и активизации их синтетической и секреторной способности. Cледовательно, разработка новых методов получения материалов медицинского назначения, отличающихся улучшенными характеристиками, а также простотой производства, является весьма актуальной. В настоящее время материалы на основе фосфатов кальция находят широкое применение в медицинской практике. Наиболее удобным методом получения нанодисперсных порошков гидроксиапатита и других фосфатов кальция является пиролиз органических растворов, содержащих карбоксилаты кальция и трибутилфосфат (ТБФ) с заданным соотношением ТБФ:Са. В качестве растворителей карбоксилатов кальция, например олеата кальция и ТБФ, могут быть использованы толуол, скипидар и др. В зависимости от соотношения ТБФ:Са в органическом растворителе возможно получение различных фосфатов, таких как трикальциевый фосфат, пирофосфат кальция, гидроксиапатит. Важную роль в составе биологического гидроксиапатита играют неорганические компоненты, в частности катионы натрия, стронция, меди, цинка и анионы фтора, карбоната и хлора. Методом пиролиза раствора олеата кальция в ТБФ нами получены порошки гидроксиапатита со среднестатистическими размерами частиц 150-300 нм. Слипшиеся частицы представляют собой пористый агломерат со щелевидными порами, ширина которых составляет 100-150 нм. Установлено, что при пиролизе раствора олеата стронция в ТБФ образуется соединение состава Sr10(PO4)6(OH)2, изотипное гидроксиапатиту. При смешивании олеатов стронция и кальция получены образцы гидроксиапатита, в котором атомы кальция частично замещены на стронций. Стронций замещенный гидроксиапатит состоит из слипшихся между собой комков частиц. Поперечные размеры комков 100-300 нм. Размеры частиц, составляющих комки, 50±20 нм. Комки представляют собой пористый агломерат с размерами пор 50-100 нм. Для изучения биологических свойств образцов гидроксиапатита и стронций замещенного гидроксиапатита выполнена их имплантация в большую берцовую кость крысы. Установлено, что после введения подопытным животным имплантируемых материалов в зону повреждения костной ткани регенерация кости происходит более интенсивно, в более полном объеме, с минимальным привлечением реактивных изменений в отдаленных участках ткани по сравнению с животными, которым после формирования костного дефекта имплантация не проводилась. Костная ткань животных с имплантированными неорганическими веществами претерпевает упорядоченные изменения, приводящие к формированию зрелой кости. Биодеградация материала происходит в течение 1 мес. и не сопровождается воспалительными реакциями и отторжением. Отмечено ускорение темпов минерализации в новообразованных остеонах при использовании стронций замещенного гидроксиапатита. Среди большого количества предлагаемых материалов цементы на основе фосфатов кальция являются наиболее перспективными костными заменителями, поскольку их структура схожа со структурой костной ткани. Получен композиционный двухфазный кальций-фосфатный цемент для костной пластики, состоящий из гидроксиапатита и брушита. За счет двухфазного состава цемента, при котором одна из фаз резобируется медленно, а вторая фаза быстро, достигается пролонгированное предоставление организму «строительного» материала. Изучено влияние добавок на пластичность, сроки схватывания цементной пасты и прочность затвердевшего материала. Отмечено, что введение полиэтиленгликоля в цементную пасту делает ее более пластичной. Это позволяет инжектировать пасту через иглу шприца с внутренним диаметром 2 мм. Время схватывания цементной пасты регулируется содержанием полиэтиленгликоля, а также отношением твердой фазы к жидкой и составляет от 5 до 20 мин. Средние значения прочности полученных материалов равны 6-16 МПа. Прочность на сжатие трабекулярной костной ткани находится в пределах 2-12 МПа, следовательно, прочности исследуемых образцов достаточно для применения их в качестве материалов, заполняющих костные дефекты. Для замены поврежденных участков костной ткани практическое применение находят биодеградируемые фосфатные и силикатные стекла. Однако их механические свойства уступают механическим свойствам костной ткани. Это не позволяет использовать их для изготовления имплантов несущих костей. Поэтому формирование биоактивных стеклокерамических покрытий на носителях из более прочных материалов является наиболее перспективным направлением. В настоящее время для формирования таких покрытий применяется ряд методов: магнетронное напыление, золь-гель метод, паровое и ионно-плазменное осаждение. Нами исследована возможность формирования стеклокерамических покрытий на биоинертных подложках непосредственно из органического раствора. Для получения биостекол в качестве прекурсора удобнее использовать растворы, содержащие тетраэтоксисилан, трибутилфосфат, олеаты натрия и кальция в органическом растворителе, например, в скипидаре. Пропитка органическим раствором образца керамики из γ-Al2O3 (ТУ 2163-015-44912618-2003) и последующего его обжига при 1200°С показала: тонкий слой биостекла не нарушает микрогеометрию поверхности, в энергодисперсионном спектре образца появились линии кальция, фосфора и натрия, а линия алюминия практически исчезла. Таким образом, указанные растворы, в отличие от шихты или золя, при обжиге образуют тонкие пленки, повторяющие форму пор биоинертного носителя. Кроме того, варьируя состав органического раствора, можно изменять биоактивность стекол и их резорбируемость. На примере пористой керамики из каолина показано, что метод позволяет получать многослойные покрытия. Это обеспечит выполнение медико-технических требований, предъявляемых к покрытиям на имплантах для хирургии. Изменяя количество слоев, можно влиять на толщину конечного биопокрытия на импланте. Метод пиролиза органических растворов, на наш взгляд, является универсальным для получения материалов на основе гидроксиапатита, допированного элементами, входящими в состав костной ткани, и формирования стеклокерамических покрытий на биоинертных подложках. В последнее время керамические материалы на основе диоксида циркония все чаще используются в медицинских целях. Инертность к биологической среде и высокие прочностные характеристики позволяютуспешно использовать их для изготовления пористых конструкций, имплантируемых в организм. Однако у них есть существенный недостаток: вследствие экранирования механических нагрузок постепенно происходит резорбция костной ткани, прилегающей к такому импланту. Отрицательный эффект способна снизить остеоинтеграция, которая предполагает возникновение анатомической взаимосвязи между живой костью и поверхностью импланта. Возникает необходимость создавать биосовместимые покрытия, стимулирующие процессы регенерации ткани. Имеется метод получения биоактивного покрытия из гидроксиапатита на пористой керамике из ZrO2. Метод предусматривает пропитку полученной по специальной технологии пористой циркониевой керамики шламом, содержащим гидроксиапатит и боросиликатное стекло, с последующим обжигом при 1300°С. Мы попытались совместить процессы получения пористой керамики и формирования биоактивного слоя. Образцы керамики изготавливали из диоксида циркония, оксида магния и лабораторного стекла марки ХС-2 № 29. В качестве добавки, образующей при обжиге гидроксиапатит, использовали смесь карбоната кальция с гидрофосфатом аммония. Полученный образец имеет вид пористой керамики, спеченной из двух типов частиц, различающихся по морфологии и составу, изученному методом энергодисперсионной спектроскопии. Первый тип – частицы округлой формы, состоящие из оксида циркония. Второй – частицы, имеющие форму прямоугольной призмы с длинной видимого ребра 3500-10000 нм и состоящие из фосфатов кальция. В процессе обжига во всем объеме керамики образуются фосфаты кальция, которые выстилают поры изнутри. Полученная пористая керамика на основе оксида циркония биосовместима с живыми тканями. Эта керамика характеризуется развитым микрорельефом и наличием пор, в которых присутствуют биоактивные частицы фосфатов кальция. Образцы, спрессованные при давлении 150 кПа/см2 и отожженные при температуре 1300°С, удовлетворяют механическим характеристикам, предъявляемым к имплантам для замещения костной ткани. Отличительной чертой этого исследования является то, что биоактивное покрытие формируется не на предварительно подготовленной пористой керамике, а образуется непосредственно в процессе изготовления самой керамики. Таким образом, нами разработаны простые методы получения материалов для замены поврежденных участков костной ткани. Методом пиролиза получены: нанодисперсные порошки гидроксиапатита и других фосфатов кальция, биоактивные стеклокерамические покрытия, керамика на основе оксида циркония, в порах которой присутствуют фосфаты кальция. Получен также композиционный двухфазный кальций-фосфатный цемент для заполнения костных дефектов. Под биоактивными материалами (БАМ) подразумевают биоматериалы, предназначенные для связывания их с биологическими системами с целью повышения эффективности лечения, образования или замещения любой ткани, органа при выполнения тех или иных функции организма. В настоящее время среди семейства БАМ выделяют 5 основных категорий: кальциофосфатная керамика, стекло и стеклокерамика, биоактивные полимеры, биоактивные гели, композиты. Общим характерным свойством для всех биоактивных имплантатов, применяемых в травматологии и ортопедии, является образование карбонатного гидроксиапатитового (КГА) слоя на их поверхности при имплантации. КГА эквивалентен по составу и структуре минеральной фазе кости. КГА слой растет в виде поликристаллических агломератов, в состав которых включаются коллагеновые фибриллы. За счет этого происходит связывание неорганической поверхности имплантата с органическими компонентами тканей. Таким образом, граница раздела между биоактивным имплантатом и костью почти идентична естественно возникающим границам раздела между костями и сухожилиями и связками. Биомеханические свойства такого биоматериала наиболее полно соответствует естественным градиентам напряжений, чем у других БМ |