Пн. - Сб. с 9:00 до 21:00      Мы в

Оксидирование металлических поверхностей является одним из традиционных способов повышения биосовместимости металлических имплантатов. Поэтому особое внимание уделяется более детальному изучению характера взаимодействия клеточных культур с оксидированными поверхностями.
Изучению поведения остеобластов человека на термоокисленной поверхности сплава Ti6Al4V посвящена работа [31]. Образцы сплава после механической полировки подвергались термическому окислению путем нагрева на воздухе или в кислороде при 500 и 700 °С в течение 1 ч.
На рис. 2.13 приведено распределение основных химических элементов в поверхностном слое сплава, окисленного при 700 °С.
Толщина оксидного слоя составляным [32—35] оксидный слой после термического окисления состоит из верхнего тонкого слоя оксида TiO2, под которым расположены субоксиды типа TiO и Ti2O3 в контакте с металлом. Наблюдается также небольшое количество оксида Al2O3. 
Лабораторные испытания показали, что термически окисленные образцы сплава имеют более высокую степень адгезии остеобластов по сравнению с исходным состоянием, особенно после отжига.
Эффекты химико-термической модификации поверхности титанового сплава Ti6Al4V исследуются авторами [36]. Исходные образцы сплава имели полированную поверхность. Пассивация проводилась в 40 % растворе азотной кислоты. Затем образцы отжигались при температуре 600 °С в течение 1 ч на воздухе или в атмосфере чистого кислорода. Отожженные образцы обрабатывались в растворе перекиси водорода и дополнительно в бутаноле. Влияние различных видов обработок на поверхностный рельеф и химический состав приведены в табл. 2.1 и 2.2.
Биоактивность поверхности определялась по отношению к клеткам, подобным остеобластам, и молекулам протеина. Как видно из табл. 2.1, максимальная и минимальная величина шероховатости получены после отжига в кислороде и обработке в перекиси водорода, соответственно. Толщина оксидного слоя находилась в пределах 6 - 10 нм. Табл. 2.2 демонстрирует существенное изменение химического состава поверхности после различных видов обработки. В частности, отжиг приводит к повышению концентрации алюминия и ванадия в пределах оксидного слоя.
Воздействие перекиси водорода и бутанола снижает содержание ванадия, но не влияет на концентрацию алюминия. Эксперименты с применением фибронектина показали, что адсорбция протеина повышается скорее благодаря вариациям химического состава, чем изменению смачиваемости поверхности.
Дополнительная обработка бутанолом в несколько раз повышает адгезию остеобластов типа MG63 (рис. 2.15). 
Этот эффект коррелирует с изменением соотношения алюминия и ванадия. 
Таким образом, на поведение клеток при использовании титанового сплава важное влияние оказывает также химический состав поверхностного слоя.
Поведение остеобластов на поверхности технически чистого титана после анодного окисления исследовано в работе [37]. В качестве электролита использовалась смесь бета-глицерофосфата и ацетата кальция. 
Это дало возможность получить микропористые оксидные слои, содержащие кальций и фосфор при соотношении этих элементов Са/Р=1,67. Параметр шероховатости Ra был равен 0,87 мкм. 
После электрохимического воздействия образцы помещались в автоклав для гидротермической обработки при 300 °С (26 ч).
Морфология остеобластов на поверхности титана после 4 дней культивирования приведена на рис. 2.16. Как видно из полученных данных, указанная комплексная обработка оказывает влияние только на ранних стадиях адгезии остеобластов. В работе [38] также исследуется поведение клеток на анодированной поверхности титана. Электролитическая обработка производилась в растворах 1Н H2SO4, 1Н H3PO4 или 0,25Н HF. 
Анодирование проводилось при 20 В, температура электролита поддерживалась на уровне 30 °С.
Морфология обработанных поверхностей титана показана на рис. 2.17. В процессе обработки формировался биоактивный нанопористый оксид титана. Толщина оксидного слоя находилась в пределах 200—400 нм.
Фазовый состав созданного оксидного покрытия приведен в табл. 2.3
Биоактивность обработанной поверхности оценивалась после выдержки при 37 °С в физиологическом растворе, близком по составу к плазме крови человека.
Исследовалось поведение клеток на анодированной поверхности и эффективность формирования апатитоподобного слоя (минерализация) при выдержке в физиологическом растворе. 
Параметр шероховатости исходной полированной поверхности титанового образца составлял 0,074 мкм и соответственно после обработки в указанных электролитах 0,025; 0,157 и 0,0830 мкм. 
Эффективность фиксации остеобластов определяется количеством мест протеинов. Установлено, что рельеф поверхности влияет на адгезию протеинов. 
Эксперименты показали, что оксидирование в растворе H3PO4 дает лучшие результаты с точки зрения фиксации и размножения остеобластов (рис. 2.18). 
Такая поверхность характеризуется и более эффективным процессом минерализации в физиологическом растворе, т.е. формированием апатитоподобного слоя (рис. 2.19).
Оригинальная методика создания нанопористой оксидированной поверхности титана и сплава Ti6Al4V предложена авторами [39]. 
В качестве электролита для анодного окисления использовался водный раствор 0,5 мас.% плавиковой кислоты; потенциал - 20 В, время 20 - 45 мин. Синтез нанотрубчатой поверхности производился при 500 °С (рис. 2.20). 
Диаметр оксидных трубчатых пор и высота равны 80 и 400 нм, соответственно. Исследовали адгезию и видоизменение клеток костного мозга кролика. 
Анализ показал, что после 7 недель выдержки в клеточной среде количество клеток на нанотрубчатой поверхности на 40 % больше по сравнению с обычной поверхностью титана с естественным оксидным слоем (рис. 2.21).
Модифицированная поверхность характеризуется более высокой (на 50 %) концентрацией кальция и фосфора после выдержки в физиологическом растворе. Исследованию влияния различных методов модификации поверхности титана с целью изменения поверхностной энергии, а также биологической активности посвящена работа [40]. Биоактивный оксид титана создавался методом микродугового окисления (МДО) предварительно отшлифованной и очищенной поверхности титанового образца. Рабочий раствор содержал 0,04 моль/л бета-глицерофосфата и 0,12 моль/л кальция ацетата. Микродуга возбуждалась при напряжении 350 В и частоте 1000 Гц. Методом гидротермической обработки в автоклаве на поверхность оксида TiO2 наносили кристаллики гидроксиапатита (ГКА).
Морфология поверхности после окисления и после осаждения ГКА приведена на рис. 2.22. Окисленная поверхность характеризуется гладким рельефом и наличием большого количества пор размером 1 - 3 мкм. Присутствие кристаллов ГКА на окисленной поверхности делают ее более рельефной. Для данной поверхности отмечается более сильная адгезия костных клеток МС3Т3-Е1 по сравнению с чистой и окисленной поверхностью. Вместе с тем, присутствие ГКА существенно замедляет скорость размножения клеток. Это объясняется более высокой поверхностной энергией для данной морфологии поверхности.
Метод МДО рассмотрен также в исследовании [41]. Перед анализом клеточной активности образцы технически чистого титана подвергались следующим обработкам: механической шлифовке, воздушной пескоструйной обработке и МДО. Окисление проводилось при плотности тока 50 А/м2, напряжении 290 В и пульсации 100 Гц. Электролитом служил раствор 0,1 М КОН при 10 °С. Поверхностный рельеф имел размер 25, 971 и 110 нм, соответственно для указанных обработок (рис. 2.23).
Оксидная пленка после МДО имела поры размером 150 нм. Тесты на взаимодействие клеток остеобластов с различными поверхностями не обнаружили существенных различий в процессах деления и распространения клеток. Однако щелочнофосфатная активность клеток оказалась более высокой после микродугового окисления (рис. 2.24). Оксидные слои на поверхности имплантатов можно создавать с помощью плазменной обработки.
Например, в работе [60] образцы сплава Ti6Al4V обрабатывались в плазме тлеющего разряда при постоянном напряжении (310 В) и давлении воздуха 103 Па. Обработка в плазме производилась при комнатной температуре или при 700 °С (2 ч).
На рис. 2.25 видно, что плазменная обработка приводит к существенному упрочнению поверхности титанового сплава. Исследование поведения человеческих клеток типа HUVEC показало, что биосовместимость после данной обработки повышается.