Пн. - Сб. с 9:00 до 21:00      Мы в

Установлено, что в присутствии соединения СаР остеобласты более активно ведут себя по сравнению с чистым титаном [65]. На отпескоструенные (корундом 110 мкм) образцы технически чистого титана наносили покрытие СаР методом высокочастотного магнетронного распыления. Затем образцы отжигали при 700 0С для образования кристаллического покрытия.
Рельеф поверхности покрытия равен Ra = 1,62 мкм, а исходного образца титана 0,6 мкм. В качестве клеточной культуры использовали клетки костного мозга крысы. Эксперименты показали отсутствие эффекта влияния состояния подложки на адгезию и деление клеток, а также на поведение integrins. С другой стороны, такие характеристики клеточного поведения, как их распространение и клеточная морфология зависят от типа поверхности.
Отсутствие эффекта влияния материала подложки авторы данной работы объясняют особенностями строения исследованного типа клеток.
Более сильный эффект прикрепления на поверхности ГКА остеобластов по сравнению с чистым титаном рассмотрен в ряде работ [66 – 68]. В работе [65] не обнаружен также эффект влияния величины поверхностного рельефа на поведение клеток костного мозга крысы. В тоже время положительный эффект рельефа установлен при исследовании адсорбции человеческих остеобластов и других типов клеток [69 – 71] и не обнаружен для клеток Saos-2 [72,73]. То есть, роль рельефа определяется природой клеточной культуры.
Присутствие на поверхности титана ионов Са2+ оказывает больший эффект на активность клеток остеобластов, чем только ионы фосфатов титана [74].В работе [75] в связи с этим исследуются бактериальные свойства ГКА покрытий, содержащих серебро. Титановые образцы после механической полировки порошком оксида кремния подвергались пассивации в водном растворе 40 мас.% азотной кислоты 30 мин. В магнетронной камере на титановую подложку одновременно распылялись мишени из ГКА и серебра. После 3-часового одновременного осаждения на поверхности титана осаждался слой ГКА, содержащий 2,05 мас.% серебра.
С целью перевода покрытия в кристаллическое состояния оно подвергалось отжигу при 400 °С в течение 4 ч. Лабораторные исследования показали, что на комбинированном покрытии отмечается низкая адгезия микробов типа S. aureus S. epidermidis, т.е. показано повышение антимикробных свойств. Кроме того, при указанном содержании серебра в покрытии не отмечена цитотоксичность по отношению к остеобластам (рис.2.31).

В последние годы получают распространение лазерные технологии напыления покрытий. Такие покрытия получают путем лазерного расплавления порошкового материала, поступающего на поверхность изделия одновременно с лазерным воздействием. Метод получения ГКА покрытий на сплаве Ti6Al4V, основанный на лазерном плакировании порошком ГКА предложен авторами [76]. Использовался импульсный YAG:Nd лазер (длина волны 1064 нм) с максимальной мощностью в импульсе 10 кВт. Мощность потока, частота излучения и продолжительность импульса составляли 2000 Вт см-2, 40 Гц и 4 мс, соответственно. Скорость перемещения подложки под лазерным лучом – 1 мм/с. Перед нанесением покрытия подложка из сплава Ti6Al4V подвергалась воздушной пескоструйной обработке порошком оксида алюминия (14 мкм). В процессе лазерной обработки на поверхность подложки автоматически направлялся поток порошка ГКА, который после расплавления сканирующим лазерным лучом кристаллизовался в ГКА покрытие. Шероховатость поверхности ГКА покрытия характеризуется величиной Ra=7,7 мкм (для сравнения, после плазменного осаждения Ra=22 мкм). 
На рис. 2.32 виден характер морфологии поверхности сплава после двух способов обработки. В данной работе показано, что поведение остеобластов (размножение и цитотоксичность) оказалось одинаковым в сравнении с плазменным покрытием (рис. 2.33).
В недавней работе [77] предложена аналогичная лазерная технология создания биокерамического покрытия из фосфата кальция на поверхности технически чистого титана. Использовался лазер типа YAG:Nd (длина волны 1064 нм) мощностью 0,5 кВт. Порошок фосфата кальция непрерывно поступает в зону плавления сканирующего лазерного луча, которая затем кристаллизуется. Скорость сканирования луча 10 - 15 мм/с; скорость поступления порошка в зону плавления 9 – 13 г/мин. При изменении мощности лазера от 250 до 400 Вт толщина покрытия повышалась от 250 мкм до 400 мкм. Покрытие состоит из включений зерен титана и фосфида кальция (65 – 70 %) размером 8 – 12 мкм. Биологическая активность определялась по поведению человеческих остеобластов (ОРС1). На рис. 2.34 приведена морфология распределения клеток на полированных поверхностях титана без покрытия и с покрытием после различного периода выдержки в культуре. Интенсивность размножения клеток показана на рис. 2.35. Из приведенных данных видно, что активность костеобразующих клеток существенно выше на поверхности титана с биоэффективным покрытием. 
Авторы [78] рассматривают возможность создания бинарных покрытий на титане двумя последовательными этапами: первый этап – микродуговое оксидирование, второй – электронно лучевое осаждение ГКА покрытия. 
Предварительно поверхность образцов механически полировалась порошком оксида кремния (1000 грит), затем распылялась ионами аргона (90 кэВ) в вакууме 30 мин. Мишень для электронно-лучевого осаждения состояла из 75 мас.% ГКА и 25 мас.% СаО. Толщина покрытия ГКА составляла 800 нм, отношение Са/Р=1,67. Образец с ГКА покрытием отжигался при 500 °С 2 ч (для достижения кристаллического состояния ГКА покрытия), а затем помещался в электролит для микродугового окисления. Электролитсодержал 0,15 молей моногидрида ацетата кальция Са(СН3СОО)2∙Н2О и 0,02 молей пентагидрида глицеро-фосфата кальция СаС3Н7О6Р. Напряжение на электродах 190 – 230 В, пульсация постоянного тока 660 Гц. 
Противоэлектродом служила пластина из титана. Параметр шероховатости Ra=0,16; 0,3 и 0,27 мкм для поверхности чистого титана, оксидированного титана и комбинированного покрытии ГКА/TiO2 на титане, соответственно. 
Лабораторные испытания показали, что активность остеобластов человека практически не изменяется в зависимости от вида обработки титана, однако эффект выделения апатитоподобной фазы после выдержки в физиологическом растворе увеличивается приблизительно в два раза для образца с комбинированным покрытием (рис. 2.36). 
Таким образом, данная обработка улучшает биосовместимость титана. Исследование поведения остеобластов на ГКА плазменных покрытиях с добавкой 4 мас.% углеродных нанотрубок (УНТ) на поверхности сплава Ti6Al4V проведено в работе [79]. Покрытия получены по стандартной технологии плазменного распыления в среде He+Ar порошка ГКА с добавкой углеродных нанотрубок. Толщина покрытия 110 мкм, его кристалличность 80 % (без УНТ — 54 %). 
Морфологии двух поверхностей приведены на рис. 2.37. Введение УНТ в покрытие увеличивает микротвердость на 56 %. Эксперименты с остеобластами показали, что ГКА покрытия с добавкой углеродных нанотрубок не являются токсичными для таких клеток.
В работе [80] исследована биоактивность покрытия на основе трикальция силиката, наносимого комбинированным методом золь-гель/лазерного воздействия. Перед нанесением покрытия образцы подвергались воздушной пескоструйной обработке. Порошок силиката кальция синтезирован зольгель методом с использованием Ca(NO3)2∙4H2O и тетраэтила кремния с исходным молярным соотношением CaO/SiO2, равным 3. Азотную кислоту добавляли в качестве катализатора. Раствор выдерживали при 60 °С в течение 24 ч. Тонкий слой геля наносили на подложку из сплава Ti6Al4V и подвергали обработке диодным лазером (=808 нм) мощностью 120 Вт. Лазерный луч сканировался со скоростью 1 мм/с. Толщина полученного покрытия (в основном кристаллическая фаза Ca2SiO4) составляла 5 мкм. Усредненная величина параметра шероховатости Ra до и после покрытия равнялись 2,32 и 11,15 мкм, соответственно. Биосовместимость анализировалась по количеству адсорбированных остеобластов типа 2Т3. Количество остеобластов на исходной и покрытой поверхности после 2-часовой выдержки составило 81,2 и 116,08 на мм2, соответственно. Повышение биоактивности поверхности, по мнению авторов данной работы, обусловлено как ростом шероховатости, так и структурой покрытия.
Перед созданием биоактивного покрытия в работе [81] предложена комплексная модификация титановой поверхности. Предварительная обработка поверхности состояла из механической полировки порошком карбида кремния размером от 80 до 16 мкм. Затем производилась выдержка в растворе щелочи КОН с концентрацией 1 М, 3 М и % М при 60 °С в течение 24 ч. После промывки в дистиллированной воде проводили отжиг при 600 0С в течение 1 ч. Затем образец помещали в водный раствор NaCl, KCl, CaCl∙2H2O, MgCl2∙6H2O и KH2PO4 в 1000 мл дис- тиллированной воды. Выдержка составляла 6 ч при 37 0С. 
Отжиг при 600 0С приводит к кристаллизации титанита натрия, который после обработки в щелочи находится в аморфном состоянии. Слой такого соединения способствует формированию ГКА покрытия при выдержки в указанном выше растворе, содержащем высокую ионную концентрацию калия и фосфора. Эксперименты с остеобластами мышей показали их хорошую адгезию и интенсивное размножение на поверхности сплава с ГКА покрытием (рис. 2.38).
Методика нанесения многослойных волокнистых покрытий на титане и его сплавах, состоящих из нескольких слоев с разным размером волокон, расстоянием между ними и их ориентацией (3Д-каркас) предложена в работах [82, 83]. Перед нанесением такого покрытия подготавливается суспензия порошка сплава Ti6Al4V (размером 45 мкм) в 0,5 % водном растворе метилцеллюлозы. Эта суспензия поддавлением подается на поверхность металла через сопло в виде волокон. 
Таким образом, формируется многослойное волоконное покрытие, которое затем синтезируется в вакууме при 1200 °С в течение 24 ч. Исследовано несколько образцов с расстоянием между волокнами в пределах 200 - 800 мкм и толщиной слоя 320 мкм. Данный метод формирования пористой поверхности позволяет управлять размерами и формами пор. Испытания показали, что имплантаты с большим размером пор характеризуются лучшей адгезией остеобластов.
Лазерная технология с использованием лазера YAG:Nd для создания оптимальной пористой структуры поверхности титана предложена авторами [84]. Суть метода состоит в том, что в зону лазерного расплава постоянно подается порошок титана (50 - 150 мкм). Мощность лазера составляла 250 и 300 Вт. Полученные значения пористости поверхности и размер пор лежат в пределах 17 - 58 % и 100 – 800 мкм, соответственно, в зависимости от мощности лазера и скорости сканирования лазерного луча (5 - 18 мм/с). Типичная морфология поверхности после лазерного осаждения порошка приведена на рис.2.39.
Для получения пористой структуры частицы порошка титана не должны быть полностью рас- плавленными. Биоактивность полученной пористой поверхности определялась по поведению остеобластов человека типа ОРС1. Установлено, что по сравнению с полированной поверхностью на пористой поверхности отмечается более высокая адгезия клеток и большая скорость размножения (рис. 2.40). Оптимальным размером пор, с точки зрения активности костных клеток, является величина более 200 мкм.
Биосовместимые свойства титана с TiN-покрытием применительно к стоматологическим имплантатам исследованы в работе [85]. В частности, исследована адгезия клеток костной ткани и коррозионная стойкость. Образцы коммерческого титана предварительно полировались (Ra=0,13 мкм). Покрытия наносились методом вакуумно-дугового распыления и имели шероховатость Ra=0,22 мкм. Режимы осаждения были следующими: давление азота 4•10-2 Тор; напряжение на катоде 2 В; катодный ток 70 А; потенциал на мишени −150 В; время осаждения 40 мин. 
Часть образцов подвергались азотированию в тлеющем разряде азота при температуре 700 °С (Ra=0,15 мкм). Толщина TiN-покрытия составляла 11 мкм. После плазменного азотирования модифицированный поверхностный слой состоял из фазы Ti2N, толщиной 2 мкм с небольшим включением TiN.
Коррозионные испытания проводили в кислотном растворе искусственной слюны. Получены следующие параметры тока коррозии: 0,91; 0,51; 0,09 мкА см-2 для исходного титана, азотированного и с TiN-покрытием, соответственно.Таким образом, коррозионная стойкость нитридного покрытия на порядок величины выше по сравнению с необработанным титаном.
На рис. 2.41 приведена гистограмма, характеризующая процентное содержание осевших костных клеток типа U-2OS в зависимости от состояния поверхности образцов титана. Из этих данных следует, что биосовместимость обработанного тиллированной воды. Выдержка составляла 6 ч при 37 0С. Отжиг при 600 0С приводит к кристаллизации титанита натрия, который после обработки в щелочи находится в аморфном состоянии. Слой титана улучшается в 1,1 - 1,3 раза.
При этом, TiN-покрытия обладают наилучшими характеристиками. 
Таким образом, полученные авторами [85] результаты дают основания для успешного использования TiN-покрытия при изготовлении титановых стоматологических имплантатов.
Систематические исследования, проведенные авторами [86], показали влияние топографии поверхности с размерностью деталей порядка 100 нм на поведение человеческих моноцитов и остеобластов in vitro. Наноразмерные детали рельефа создавались путем осаждения монослоев коллоидных частиц, как наноразмерных подложек на поверхности оксидированного титана [87,88]. 
Поверхность была покрыта коллоидными полусферическими частицами, имеющими высоту и ширину 111 и 159 нм, соответственно. Степень покрытия варьировалась в пределах 3 – 43 %. Соответствующее расстояние между частицами было 470, 320, 250 и 210 нм.
Для повышения прямого контакта поверхности металлических имплантатов с костью применяют зольгель покрытия на основе смеси оксидов TiO2—SiO2 [89]. Эффект такого покрытия существенно зависит от количества диоксида кремния. 
На рис. 2.42 приведены результаты анализа изменения количества клеток костного мозга крысы на поверхности технического титана с покрытием TiO2 - SiO2 в зависимости от количества SiO2 и времени выдержки в клеточной культуре. 
После 14 и 21 дня выдержки наибольшее количество клеток остеобласта наблюдается для покрытия, содержащего 70 мас.% диоксида кремния.