Пн. - Сб. с 9:00 до 21:00      Мы в

Ниже рассмотрены исследования остеоинтеграции на имплантатах с покрытиями. В работе [107] in vivo (на кроликах) оценивали роль толщины ГКА покрытия на вживленных имплантатах из сплава Ti6Al4V. Эти покрытия формировали методом плазменного распыления. Часть имплантатов покрывали порошком титана в плазменном потоке. Как видно из данных табл. 3.6, наименьший контакт наблюдается для мозговой кости. Наилучшие защитные свойства проявляются для ГКА покрытия в контакте с корковой костью. In vivo сравнение между ГКА плазменным покрытием и плазменным напылением порошка титана по указанным параметрам свидетельствует в пользу имплантатов с ГКА покрытиями.
Цель работы [108] состояла в разработке и исследовании альтернативного процесса, основанного на получении градиентного покрытия ГКА на титане в результате сочетания ионно-стимулированного осаждения и последующего плазменного напыления. Технология нанесения покрытий ГКА на титан включает две стадии: 1) формирование переходного слоя методом радиочастотного ионно-стимулированного распыления мишени (спеченные таблетки ГКА) в вакууме, толщина слоя от 0,2 до 7 мкм; 2) последующее наращивание слоя биокерамики методом плазменного напыления на воздухе. Распыление мишени производили при рабочем давлении смеси аргона и кислорода в соотношении 10:1. Напряжение смещения в процессе распыления плавно изменялось от − 300 до − 50 В. Такой режим обеспечивал условия для взаимной диффузии материалов напыляемой пленки с подложкой и образование переходного слоя, что и способствовало высокой адгезии формируемого покрытия. 
После напыления производили отжиг на воздухе при 800 °С в течение 5 мин при проведении второго цикла плазменного напыления. После отжига покрытие практически не содержит пор, средний размер кристаллитов составлял примерно 20 мкм. Нанесенное на промежуточный слой плазменное покрытие толщиной около 100 мкм содержит крупные поры размером до 100 – 150 мкм. Размер кристаллитов 25 мкм и выше. Распределение усредненного размера пор по глубине покрытия имеет экспоненциальный характер: крупные поры преобладают на поверхности, а мелкие – в глубине покрытия. Высокая кристалличность покрытия подтверждена рентгеноструктурным анализом.
Проведены предварительные исследования in vivo остеоинтеграции прототипов титановых имплантатов с двухслойными покрытиями ГКА, содержащими 0,1, 2 и 10 мас.% фторапатита, нанесенных по указанной технологии. Имплантаты вживляли в берцовую кость взрослых белых кроликов и исследовали образование связи имплантата с костной тканью через 6 недель. Установлена остеоинтеграция имплантата посредством прорастания костной ткани в поровое пространство, причем степень остеоинтеграции не зависит от содержания фторапатита в покрытии. Введение фтора до 10 % взамен группы ОН не ухудшает биологического поведения покрытия, повышая устойчивость покрытия к биорезорбции и, следовательно, улучшая долговременную фиксацию имплантата в костной ткани.
В работе [109] проведено сравнение in vivo (на собаках) таких параметров остеоинтеграции, как длина контакта с костью и силы связи кость-имплантат с двумя состояниями поверхности: плазменное ГКА покрытие и плазменное напыление порошка титана (TPS). Через 12 недель после имплантации определены усилия изъятия имплантатов. Они составили 2,7 и 3,1 МПа, соответственно для ГКА и TPS образцов. Данный параметр для непокрытого титана был равен 2,15 МПа. Таким образом, существенных отличий по данному параметру в зависимости от обработки поверхности не обнаружено. Соответственно, другой параметр – протяженность контакта с костью равен 77,8 (ГКА); 58,6 (TPS) и 71,2 % (без покрытия). Таким образом, ГКА образцы обладают лучшими биосовместимыми свойствами по результатам данной работы. Установить однозначную связь между двумя указанными параметрами не представляется возможным. Однако не изучен процесс размножения клеток на таких поверхностях.
Этому вопросу посвящена работа [110]. ГКА покрытия на Ti6Al4 [110] сформированы с помощью плазменного распыления нанокристал-лических ГКА-порошков, размером 50, 40 и 30 мкм, структура которых содержит наноразмерные зерна (40 – 70 нм в диаметре, до 500 нм длиной). Размер нанозерен в покрытии лежал в пределах 50 – 100 нм. Испытания in vivo показали, что более активное поведение остеобластов проявляется на данном покрытии.
Авторы [111] провели in vivo (на овцах) исследование дентальных винтообразных имплантатов, обработанных различными способами: 1) механическое точение (Ra=0,2мкм); 2) травление в водном растворе 25 % HF 20 с при комнатной температуре и последующая пассивация в 25 % водном растворе азотной кислоты в течение 1 ч (Ra=0,56 мкм); 3) плазменное нанесение ГКА покрытия, толщиной 70 мкм, пористостью 4 % и отношением Са/Р=1,667. Сила адгезии покрытия равнялась 30 МПа, Ra=1,06 мкм; 4) анодное окисление в электролите состава 0,06 моль/л -глицерофосфата и 0,3 моль/л ацетата кальция. Напряжение 275 В, плотность тока 50 мА/см2. Толщина оксидного слоя около 5 мкм, Ra=1,97 мкм. Морфология поверхности титана после различных обработок приведена на рис. 3.23. 
Соответственно, усилия удаления имплантатов после указанных поверхностных обработок и длительности имплантации 12 недель, составляли 1 – 62,5; 2 – 53,8; 3 – 59,8; 4 — 54,5 МПа.
В работе [112] тонкие бездефектные ГКА покрытия на технически чистом титане с отношением Са/Р=1,62 создавались методом электроннолучевого испарения (ЭЛИ).
Исследовали три вида образцов титана: после механической обработки, с ГКА покрытием на механически обработанную поверхность и ГКА покрытие на поверхность после воздушной пескоструйной обработки (частицы оксида титана, 50 мкм). Покрытия, толщиной 1 мкм создавали испарением ГКА-мишени электронным пучком в вакууме.
Перед осаждением подложку из титана обрабатывали ионами аргона при энергии 120 кэВ. Сила связи покрытия с подложкой составила 64,8 МПа, что значительно превышает этот показатель для покрытия, полученного газовым распылением (5,3 МПа). Для перевода исходного аморфного покрытия в кристаллическое состояние образцы отжигались при 500 °С 1 ч. In vivo эксперименты на кроликах показали, что наибольшая величина усилия, требуемого для удаления имплантата, соответствует имплантатам с ГКА покрытием и составляет 48,5 Нсм, а после машинной обработки 32,3 Н/см. Высокий уровень этой характеристики отмечен и для имплантатов после воздушной пескоструйной обработки (47,3 Н/см). Плотность контакта с костью составила 52,4;33,8 и 48,5 %, соответственно для указанных групп образцов.
Биосовместимость ГКА покрытий изучена также в работе [113] на примере титановых дентальных имплантатов. Подложки предварительно полировали алмазной пастой (1 мкм). Испарение ГКА-мишени осуществлялось с помощью электронно-лучевого источника в вакууме (8,5 В, 0,06—0,08 А, 2•10-7 Тор). Перед включением электронного испарителя титановая подложка в течение 20 мин бомбардировалась ионами аргона с энергией 120 кэВ. Прочность связи покрытия с подложкой составила 64,8 МПа, что существенно выше в сравнении с плазменным распылением (6,7 МПа). Для перевода покрытия из аморфного в кристаллическое состояние проводился отжиг в вакууме при 630 °С в течение 1 ч. Отношение Са/Р в покрытии составляло 1,5—1,7 (рис. 3.24). Испытания показали, что активность человеческих остеобластов на ГКА покрытии по данной технологии на 40 % выше по сравнению с обычным плазменным распылением.
Эксперименты in vivo (на кроликах) показали, что усилие удаления имплантата с покрытием в 1,5 раза выше по сравнению с имплантатом без покрытия (рис. 3.25).

Эффективность ГКА покрытий изучена также авторами [114]. Имплантаты были изготовлены из технически чистого титана. Проведены in vivo исследования имплантатов с ГКА покрытием и без него. Титан служил катодом, а платина анодом в электрофорезной ванне. ГКА суспензия в этаноле была приготовлена с использованием HCl, как диспергирующего агента. Процесс длился 3 мин при напряжении 24 В (толщина покрытия 5 мкм). После осаждения покрытия образец отжигали при 800 °С 2 ч (процесс кальцинации). Установлено, что после 12 недель имплантации в большеберцовую кость кролика плотность контакта кость – металл составила 56 % и 85 % для исходного имплантата и имплантата с покрытием, соответственно.
В работе [115] более детально исследованы свойства покрытий состава Ti/Ti – 20 мас.% ГКА /Ti – 40 мас.% ГКА. Схема химического градиента в таком покрытии приведена на рис. 3.26. Градиентное покрытие создавалось высокотемпературным спеканием на поверхности титана смеси порошков ГКА и титана. ГКА порошки формировались при реакции между Ca(NO3)2 и (NH4)2HPO4. Соотношение Са/Р при этом составляло 1,67 %; средний размер порошка 1,75 мкм. Средний размер порошка титана равнялся 45,2 мкм. Порошки смешивали в шаровой мельнице с разным соотношением ГКА/Ti и затем из них компактировались при давлении 200 МПа в стальной матрице последовательные слои требуемого состава Ti/Ti – 20 мас.% ГКА/Ti – 40 мас.% ГКА. Полученную смесь наносили на поверхность технически чистого титана и спекали при 1100 °С под давлением 20 МПа. Образцы имплантатов вживляли в большеберцовую кость кролика. Эксперименты показали хорошую биосовместимость комплексного покрытия с костной тканью и клетками, благодаря активному процессу остеоинтеграции. Испытания на прочность связи кость–покрытие подтвердили высокий уровень адгезии. По сравнению с чистым титаном (0,44 МПа) прочность связи существенно увеличивается (рис. 3.27).
В работе [116] изучена возможность создания покрытий биомимическим методом на поверхности пористого титанового сплава Ti6Al4V. Образцы порошкового сплава приготовлены методом положительных реплик. Суть метода заключается в следующем: 70 вес.% порошка титана с размером частиц 44 мкм (325 грит) смешивается с водой (20 вес.%). В качестве связующего вещества используется полиэтиленовый гликоль (8 вес.%).
Dolapix и раствор аммиака (2 вес.%) добавляют для улучшения реологических свойств смеси. Для получения пористого массивного титана смесь пропитывают пористым полимером (40 пор/дюйм). Затем смесь пропитывают полиуретановой пеной. После сушки смесь обжигают в аргоне при 500 °С для удаления пластических масс. Окончательный синтез пористого титана происходит в вакууме при температуре 1250 °С в течение 2 ч под давлением 10,3 МПа. Химический анализ подтверждает формирование при этом толстого оксида TiO2. Итоговая пористость титана составила 75 % при размере пор 400–1300 мкм. Образцы имплантатов в виде цилиндров вырезали электрохимической резкой. После ультразвуковой очистки в ацетоне, спирте и воде просушенные цилиндры помещали в искусственный физиологический раствор при 37 °С на 48 ч (биомимический метод). Ионный состав раствора следующий (в мМ): Na+ – 140,4; Ca+ – 3,1; Cl – 142,9; HPO4 2-  1,86.
Такая обработка позволяет получить покрытие на основе октакальция фосфата, имеющего высокую биосовместимость с живой костной тканью. Эксперименты на животных, проведенные в работе [117], показали образование костной ткани на сплаве с покрытием, что не обнаружено на необработанном материале.
В последние годы для изготовления протезов стали применять цирконий, обладающий хорошими механическими и химическими свойствами. Установлено, что формируемый на его поверхности оксид ZrO2 является биосовместимым материалом. Процесс остеоинтеграции дентальных имплантатов с покрытием ZrO2 рассмотрен в работе [119]. Авторы данной работы выполнили исследование in vivo (на кроликах). Покрытие создавали методом погружения в коллоидный раствор с частицами ZrO2 и последующего отжига на воздухе при 700 °С в течение 60 мин. Через месяц после операции определяли плотность новой костной ткани. Она составила для контрольного и обработанного имплантатов 31,8 % и 43,85 %, соответственно (рис.3.28, 3.29).

Недавно [120] выполнено исследование на экспериментальных моделях на животных для оценки биологической совместимости Ti6Al4V сплава с нанокристаллическим алмазным покрытием (НКАП). В данной работе установлено, что экспериментальные модели на животных благоприятно реагируют на имплантацию НКАП на Ti6Al4V НКАП материалы демонстрируют отличную биологическую совместимость и поэтому хорошо подходят для использования в качестве имплантируемых материалов.
В настоящем исследовании восемь дисков диаметром 7 мм и толщиной 2 мм, сделанных из Ti6Al4V сплава, были покрыты нанокристаллическим алмазом до толщины 3 мкм. Образцы были выращены с помощью ультразвука с использованием алмазного порошка 1–2 мкм и затем напылены алмазом с использованием смеси 500 H2, 88 CH4, и 8,8 N2 см3. Непокрытая сторона каждого образца тщательно полировалась до зеркального блеска. Образцы с алмазным покрытием были имплантированы четырем новозеландским белым кроликам, по два образца каждому кролику. Один образец был имплантирован в большеберцовый, ближайший к месту прикрепления мыщелок, и один в бедренный, наиболее удаленный от центра мыщелок той же ноги каждого кролика. Кролики исследовались клинически и радиографически для обеспечения надлежащего размещения имплантата; кролики находились в состоянии эвтаназии на время до 8 недель. Бедренные и большеберцовые мыщелки с им- плантированными образцами были разрезаны и разделены на части, по пять на каждый образец, по системе Exakt. 
Exakt-система – это стандартный доступный для приобретения процесс, посредством которого биологический материал обезвоживается спиртом и вводится с ксилолом для улучшения проникания мономера в образец. Затем образец вымачивается в полиметилметакрилате в вакууме при пониженной температуре, чтобы дать возможность метилметакрилатному мономеру насытить (пропитать) образец. После этого образец нагревают до комнатной температуры,
чтобы полимер мог быть установлен, разрезан на тонкие секции ножовкой с алмазной режущей кромкой, и отполирован на полировальном круге. Затем секции обследуют и фотографируют оптическим микроскопом. Живая костная ткань выращена поперек обеих поверхностей: алмазной и Ti6Al4V. Восстановленные образцы не показывают реакций с инородными телами, волокнистой грануляционной тканью или нестандартные (аномальные) характеристики в пределах пространства мозговой кости. Обнаружено, что обе кости, компактная и трабекулярная, непосредственно связаны и с поверхностью из титанового сплава и с поверхностью с НКАП алмазным покрытием без волокнистой ткани на интерфейсе. Результаты взаимосогласованы по всем восстановленным образцам.
Полученные данные показывают, что НКАП тонкие алмазные пленки действуют, по меньшей мере, так же хорошо, как Ti6Al4V с точки зрения общей и гистологической биосовместимости. При прекрасных свойствах биосовместимости Ti6Al4V эти данные определяют НКАП тонкие алмазные пленки как материал, хорошо подходящий для длительного использования в теле человека.