Пн. - Сб. с 9:00 до 21:00      Мы в

В настоящем разделе рассмотрено влияние на процесс остеоинтеграции комплексных способов поверхностной обработки, в которых используются также химические воздействия. Исследование влияния состояния оксидного слоя после химической обработки винтообразных дентальных имплантатов на остеоинтеграцию в большеберцовой кости кроликов выполнено в работе [81].
Авторы данной работы изучили три группы имплантатов: после механической обработки (контрольный образец), после электрохимического окисления в растворе серной (S-образец) или фосфорной (Р-образец) кислоты. Характеристика оксидного слоя для каждой группы образцов приведены в табл.3.2.

Общий вывод по результатам этого исследования состоит в следующем. Оксидированные с помощью химического воздействия имплантаты показали лучшие биосовместимые свойства относительно остеоинтеграции. Более прочная связь между имплантатом и костью в S-образцах объясняется усилением механической взаимосвязи, тогда как в Р-образцах важную роль играют фосфатные группы, обеспечивающие более сильные химические связи для ионов кальция и ГКА в процессе биологической минерализации. Результаты испытаний на усилие удаления имплантатов и величина плотности костной ткани на поверхности имплантатов после 6-недельного пребывания их в теле животного приведены в табл. 3.3.
Авторы работы [82] исследовали процесс биоинтеграции имплантатов из сплавов Ti7,5Mo и Ti6Al4V. Имплантаты были вживлены в бедренную кость кролика. Поверхность экспериментальных образцов сплавов была сначала подвергнута воздушной пескоструйной обработке (порошком Al2O3, 250 мкм), затем пассивации в смеси кислот HF/HNO3. Перед хирургической операцией имплантаты промывали в ацетоне и дистиллированной воде, а затем стерилизовали в автоклаве при 121 °С в течение 30 мин. Через 26 недель на поверхности изъятых имплантатов анализировали количество новой костной ткани. Установлено, что на поверхности имплантата из сплава Ti7,5Mo количество сформированной костной ткани примерно в два раза больше, чем для сплава Ti6Al4V. Этот эффект объясняется меньшим уровнем напряжений на границе раздела кость – имплантат, благодаря более низкому значению модуля упругости для сплава Ti7,5Mo.
Детальному исследованию роли свойств оксида, созданного химической обработкой, на процесс остеоинтеграции посвящена работа [83]. В частности, изучено влияние таких характеристик электрохимически окисленного титана, как толщина оксида, размеры пор и их распределение, кристаллическая структура, химический состав и поверхностный рельеф на силу сцепления имплантата с костью.
Электрохимическое окисление осуществлялось в растворе уксусной кислоты. Образцы имели следующие толщины оксидного слоя: 17 нм (естественный оксид, группа 1); 202 нм (группа 2); 608 нм (группа 3); 805 нм (группа 4); 998 нм (группа 5). Первые две группы не содержали пор, а остальные содержали поры до 18, 24 и 19 %, соответственно. Размеры пор, соответственно: 1,27; 1,53 и 2,1 мкм2.
Структурные анализы показали, что в группах 1 - 3 оксиды находились в аморфном состоянии, в группе 4 – в виде фазы анатаз и в группе 5 – оксидный слой содержал смесь двух оксидных фаз (ана-таз и рутил). Химическая формула оксидов во всех случаях соответствовала TiO2 со следами примесей углерода, кальция, натрия и кремния. Параметр поверхностного рельефа (Ra) находился в интервале 0,83 – 1,03 мкм. Характерные картины морфологии поверхности образцов для разных групп показаны на рис. 3.8. Имплантаты были вживлены хирургическим путем в большеберцовую кость кроликов. Испытание на усилие удаления имплантатов проведены спустя шесть недель после операции. Такие данные характеризуют силы сцепления между костью и металлом.
Наибольшие значения этого параметра соответствуют группе 5 (13 Н/см). Авторы работы [83] объясняют этот результат особенностями поверхностной морфологии для данной группы имплантатов. Это прежде всего наличие пор, большая шероховатость и структурные особенности, обусловленные существованием смеси двух фаз (анатаз и рутил). Для клинических применений толщина оксидного слоя должна быть в пределах 600 – 1000 нм. При меньших значениях толщины оксида сила сцепления между костью и имплантатом существенно снижается.
Новые подходы в модернизации стандартного метода микродугового окисления поверхности имплантатов рассмотрены авторами исследований [83, 84]. Они основаны на дополнительном внедрении в оксид титана TiO2 атомов серы, фосфора и кальция. Исследования были проведены на винтообразных титановых имплантатах с полированной поверхностью.
Морфология поверхности, приведенная на рис. 3.8, свидетельствует о формировании пористых оксидных покрытий. Химический состав и другие характеристики оксидного слоя приведены в табл. 3.4. Определение усилий удаления имплантатов, вживленных в большеберцовую кость кролика, показали существенное увеличение прочности сцепления по сравнению с контрольными образцами (рис. 3.9). Наиболее прочным вживлением характеризуются имплантаты с добавками в поверхностный оксидный слой кальция. Для этих же материалов отмечается и более высокая площадь контакта между имплантатом и костью (рис. 3.10).
Влияние электрохимической обработки на биоактивность титановых имплантатов исследуется авторами [85]. В данной работе электрохимическому оксидированию подвергались три типа винтообразных дентальных имплантатов, общий вид которых показан на рис. 3.11. 
Полученные таким образом оксидные слои (TiO2) толщиной в пределах 5 – 9,3 мкм содержали поры размером до 4 мкм; параметр шероховатости Ra = 1,35 мкм. После химической обработки имплантаты вживлялись в большеберцовую кость кролика. Эффект остеоинтеграции оценивался по количеству вновь образованной костной ткани. Эксперименты показали, что спустя 6 недель после имплантации количество новой костной ткани на поверхности имплантатов составляло около 32 %, что примерно на 7 % выше по сравнению с механической обработкой (рис. 3.12).
В работе [86] рассматривается возможность создания оксидного слоя TiO2 на поверхности титана в плазме полого катода. Давление кислорода в реакторе составляло 220 и 400 Па. В процессе роста оксидной пленки температура подложки лежала в пределах 400—500 °С. Время обработки в плазме 60 мин. В процессе окисления средний параметр рельефа изменялся от 0,2 мкм до 0,32 – 0,75 мкм при толщине стабильного оксидного слоя TiO2 1000 нм. Покрытие обладало хорошей смачиваемостью, что является важной характеристикой, ускоряющей процесс остеоинтеграции.
Авторы [87] рассмотрели проблему существенного влияния поверхностной топографии на поведение различных клеточных структур более детально с помощью экспериментов in vivo на крысах. Винтообразные имплантаты из титана предварительно подвергались воздушной пескоструйной обработке частицами Al2O3 (50 мкм) в течение различного времени (максимально до 60 с). После последующей ультразвуковой очистки имплантаты протравливали в 64 моль/л растворе HCl при комнатной температуре 22 – 24 ч. Параметр поверхностного рельефа Ra составлял 0,142 и 0,775 мкм для имплантатов после механической обработки и воздушной пескоструйной обработки с последующим химическим травлением, соответственно. Для этих же состояний поверхности количество костной ткани на поверхности после удаления имплантата приведено, соответственно, на рис. 3.13.

В работе [88] использованы три способа подготовки рельефа поверхности титановых образцов: воздушная пескоструйная обработка (180—220 мкм TiO2); воздушная пескоструйная обработка + травление в водном растворе 0,01 М HCl (80 0С, 18 ч); воздушная пескоструйная обработка + травление в 1 М HCl (80 °С, 18 ч). Параметр рельефа Rа для каждой группы равен 3,90; 5,07 и 11,03 мкм, соответственно. Эксперименты проводились на кроликах. Испытания на прочность связи между большеберцовой костью и металлом производилось после 18 недель заживления имплантата. Наиболее высокая прочность установлена для образцов первой группы (17 Н). Для остальных групп образцов эти значения равны 11 и 3 Н, соответственно. Таким образом, в данной работе показано, что оптимальный параметр шероховатости поверхности титана с точки зрения максимальной интеграции с костью лежит в пределах 3,62 – 3,90 мкм.
Эффект химического травления и полимерного покрытия исследовался авторами [89]. Перед нанесением полимера поверхность титановых винтообразных имплантатов небольших размеров подвергалась воздушной пескоструйной обработке (частицы 0,25 – 0,5 мм) с последующим химическим травлением в кислотах HCl/H2SO4, применяемых в клинической практике.
Через две недели после имплантации в тело свиньи определялась плотность костной ткани на поверхности имплантата. На образцах с полимерным покрытием эта характеристика составляла 62 %, в то время как после воздушной пескоструйной обработки и травления – 44 %.
Влияние процесса двойного кислотного травления изучено в работе [90]. Авторы данной работы исследовали поведение литых титановых винтообразных имплантатов, вживленных в большеберцовую кость кролика, предварительно обработанные двойным химическим травлением (24 % HF и 70 % HCl/H2SO4). Испытания показали, что напряжения, необходимые для удаления имплантата после комплексного химического травления, существенно увеличились (65 Н/см) по сравнению с механической обработкой (30 Н/см), что свидетельствует об усилении процесса остеоинтеграции.
В работе [91] проведены эксперименты in vivo (на собаках) по влиянию шероховатости поверхности титанового стоматологического имплантата на взаимодействие между живой костью и металлом в условиях приложения жевательной нагрузки. Использованы следующие способы подготовки поверхности титановых имплантатов: механическая полировка до зеркального состояния (ЗС), химическое травление (ХТр) в кислотах 4HF (60 с) и 4HF−8H2O2 (15 с), воздушная пескоструйная обработка (ПСО) корундом и травление в 4HF (120 с) +4HF−8H2O2 (15 с) (ПСО+ХТр). В табл. 3.5 приведены результаты оценки плотности контакта между костью и металлом, а также прочности связи между ними для различных шероховатостей поверхности после 24 недель имплантации, соответственно.
Как видно из табл. 3.5, наиболее существенно шероховатость поверхности имплантата влияет на силу сцепления его с костью за счет механического взаимодействия с более шероховатой поверхностью. Для создания развитой поверхности авторы [92] предложили закреплять на поверхности титана титановую сетку, которую подвергали химическому травлению. Титановая сетка с размером волокон 250 мкм и размером ячеек 250 мкм закреплялась на поверхности образца имплантата из сплава Ti6Al4V. Толщина сеточного покрытия составляла 1 мм. Перед имплантацией образец подвергался травлению в перекиси водорода (30 %) с добавкой хлорида тантала (5 моль/м3) при 60 °С в течение 24 ч. Образцы были имплантированы в бедро собаки.
После реимплантации определялась сила связи металла с костью и количество новой костной ткани после периода в 3,5 и 8 недель.
Установлено, что модифицированная поверхность имеет более прочные связи с костью и большее количество новой ткани по сравнению с необработанной поверхностью. Эти эффекты наиболее сильно проявляются на ранней стадии после имплантации (рис. 3.14).
Травление в щелочи с последующей термической обработкой использовано также авторами работы [93]. Имплантаты были изготовлены из титана и титановых сплавов Ti6Al4V, Ti6Al12Nb1Ta, Ti15Mo5Zr3Al.
Образцы предварительно шлифовали на абразивной бумаге (600 грит), а затем помещали в раствор NaOH (5—10 моль/л) при 60 °С на 24 ч. После промывки и сушки их отжигали при 600 °С в течение 1 ч и охлаждали до комнатной температуры. Стерилизованные образцы были имплантированы в бедро собаки. После 4 недель определяли усилие удаления имплантатов, характеризующие силу сцепления между металлом и костной тканью. В среднем эти усилия находились в пределах 2,4 – 4,5 и 0,3 – 0,6 МПа для обработанных и исходных образцов, соответственно (рис. 3.15). 
Анализ поперечных срезов показал наличие прямого контакта между обработанными образцами и костью, в отличие от исходных, для которых обнаружена фиброзная прослойка. Связь между костью и обработанным металлом осуществляется через апатитоподобную прослойку, рост которой обусловлен предварительным травлением в щелочи и последующей термообработкой металла. Суть изменений химического состояния поверхности имплантата заключается в следующем. Обработка в щелочи приводит к образованию слоя титанита натрия.
Последующий термический отжиг способствует замещению Na+ на ионы Н3О+ и синтезу гидрооксида титана на поверхности имплантата в окружающей живой среде. Сформированные в нем группы Ti-OH служат затем зароды шами апатита. Из исследованной в работе [93] группы металлов наибольший эффект предложенной обработки проявился для чистого титана и сплава Ti15Mo5Zr3Al.
Пример технологии создания пористого титанового слоя на компактном титане дан в работе [94]. Исходный титановый порошок, полученный плазменным процессом, имел размер частиц около 500 мкм. Синтез порошкового покрытия, толщиной до 2 мм, происходил в вакууме при 1350 °С в течение 2 ч. Пористость покрытия составляла 40 %, средний размер пор 250 мкм. После очистки в ацетоне и дистиллированной воде образцы помещали в водный раствор NaOH различной концентрации при 600°С на 24 ч. Образцы подвергались следующим обработкам: Т1 – 1,0 М NaOH, 24 ч; Т5 – 5,0 М NaOH, 24 ч; Т10 – 10,0 М NaOH, 24 ч; Т5Н – 5,0 М NaOH, 24 ч, 600 °С, 1 ч; Т1Н – 10,0 М NaOH, 24 ч, 600°С, 1 ч.
После обработки образцы помещали в физиологический раствор при 36,5 °С на 28 дней. Анализ микроструктуры показал присутствие апатитоподобных частиц, в которых соотношение Са/Р = 1,56 – 1,61 (рис. 3.16). Предполагается, что после указанной обработки формируется более прочная связь между металлом и костью.
Роль поверхностных пор изучена авторами [95]. Они показали, что даже для поверхности металла, не содержащего атомы кальция и фосфора можно обеспечить остеоинтеграцию, благодаря развитой микропористой структуре и комбинированной химико-термической обработке. Пористые титановые образцы имплантатов создавали двумя способами. В одном случае порошок титана с размером частиц 50 – 200 мкм наносили на компактный титан плазменным распылением.
В другом случае образцы получали путем спекания титановых волокон. Пористость и размер пор были в пределах 40 – 60 % и 300 – 500 мкм, соответственно. Фотографии образцов на рис. 3.17. Последующая обработка заключалась в травлении в 5 М растворе щелочи при 24 °С (24 ч), промывке в горячей воде (48 °С, 48 ч) и отжиге в печи на воздухе при 600 °С в течение 1 ч. Изменение топографии поверхности после указанных обработок приведены на рис. 3.18. После 12 мес пребывания образцов в живом теле собаки была обнаружена способность материала формировать новую костную ткань. Наиболее эффективно процесс остеоинтеграции протекал на внутренних порах [96].
Комбинированная обработка поверхности предложена авторами [97]. Они провели сравнение таких способов поверхностной обработки технического титана, как механическая шлифовка, воздушная пескоструйная обработка (частицами оксида алюминия, 100 мкм) и травление кислотой 65 % HNO3. В качестве биоматериала использовали клетки костного мозга крысы. Получены следующие значения среднего поверхностного рельефа: 1,92; 1,84; 1,92; 1,79 мкм, соответственно после механической обработки (Т1), механической обработки + травления (Т2), механической обработки + воздушной пескоструйной обработки (Т3), механической обработки + воздушной пескоструйной обработки + травления (Т4). Проведенные эксперименты показали, что количество осажденных клеток и скорость их размножения не зависят от способа обработки поверхности. Однако количество протеина через 14 дней выдержки зависело от обработок в такой последовательности:
Т4<Т3=Т2=Т1. 
Обнаружено также влияние состояния поверхности на формирование костноподобных наростов в последовательности:
Т4=Т3<Т2<Т1.