Одним из современных направлений физиологической модификации поверхности металлических имплантатов является выдержка их в искусственных физиологических растворах, по составу близких к биологическим жидкостями человека (биомиметический метод). Такая обработка способствует гетерогенному формированию на поверхности металлических имплантатов биосовместимых кальций-фосфатных (апатитоподобных) покрытий.

Как отмечалось в предыдущих разделах, поверхность титановых имплантатов покрывают слоем апатита (гидроксиапатита) с целью увеличения скорости их остеоинтеграции, уменьшения выхода ионов металла и предотвращения образования соединительной ткани. В отличие от других способов создания таких покрытий, биомиметический метод не требует разогрева имплантата, что позволяет получать стабильные покрытия заданной толщины. Кроме того, этим методом возможно обрабатывать имплантаты сложной геометрической формы. Наиболее распространенный физиологический раствор (SBF), используемый во многих исследованиях, имеет следующий ионный состав (в mM): Na⁺ – 142; K⁺  – 5,0; Mg2⁺  – 1,5; Ca2⁺  – 2,5; Cl- – 147,8; HCO3- – 4,2; HPO₄²; SO²– 0,5.

Такой раствор близок по составу к неорганической части плазмы крови человека. Структура и биосовместимые свойства апатитоподобных покрытий, полученных биомиметическим методом на металлических имплантатах, существенно зависят от способа предварительной подготовки их поверхности. Различные варианты обработки поверхности имплантата могут вызвать биомиметический рост кристаллов апатита различных форм при использовании жидкости, симулирующей плазму крови человека в качестве источника минеральных веществ. Можно выделить следующие разновидности фосфата кальция: дикальцийфосфат – CaHPO₄·2H₂O (Са/Р=1,00); трикальцийфосфат – Ca3(PO₄)2 (Са/Р=1,50); пентакальцийфосфат – Ca5(PO₄)3·OH (Са/Р=1,67) (гидроксиапатит); тетракальцийфосфат – Ca4O(PO₄)2 (Са/Р=2,00). Ниже приведены примеры формирования биомиметических покрытий на металлических имплантатах после различных поверхностных обработок.

В работе [152] предложена предварительная технология производства нанорельефных покрытий на поверхности титанового сплава (Ti2Zr2Nb) на основе нанопорошков диоксида титана. Размер частиц TiO₂ (анатаз) находился в пределах от 5 до 10 нм. Нанопорошки были приготовлены методом гидролиза титан-тетрабутоксида в этаноле. Покрытие из нанопорошка синтезировалось на полированной поверхности сплава при 600 °С в течение 1 ч, а затем, образец отжигался для снятия напряжения при 500 °С 6 ч. Размер зерен в син- тезированном покрытии толщиной 3 мкм составлял 50 – 90 нм. Естественная оксидная пленка имела предварительную толщину в пре- делах 3 – 7 нм. Выдержка таких образцов в искусственном физиологическом растворе приводит к формированию на поверхности образцов слоя фосфатов кальция, что может свидетельствовать о хорошей биосовместимости синтезированного нанопокрытия (рис. 4.1).

Влияние наноразмерных фаз на поверхности титана и сплавов Ti6Al4V на осаждение кальция и фосфора после выдержки в физиологическом растворе изучено также авторами [153]. Образцы сплава для исследования готовились путем холодного прессования исходных порошков субмикронных и микронных размеров. Шероховатость поверхности для различных материалов находилась в пределах 5–357 нм. Химический анализ поверхности образцов после 21-дневной выдержки в физиологическом растворе показал, что концентрация кальция на поверхности чистого титана практически одинакова как для микро-, так и нанорельефа. Однако для сплава отмечено увеличение содержания этого элемента приблизительно в десять раз в случае нанорельефа. Авторы работы связывают этот эффект с увеличением поверхностной энергии и наблюдаемым ростом концентрации алюминия.

Авторы [154] впервые предложили комбинированную обработку, состоящую из травления титана в щелочи и последующей термообработки, с целью повышения биоактивности. Сначала материал погружается в раствор 5-10 М NaOH или KOH на 24 ч, затем после промывки в воде и просушки производится нагрев при температуре 600 – 800 °С в течение 1 ч [155, 156]. После такой обработки титана на его поверхности формируется слой гидрогеля титанита натрия. При выдержке в стандартном физиологическом растворе в течение 4 недель на такой поверхности осаждается костеподобный апатит, что свидетельствует о хорошей биоактивности титана с точки зрения процесса остеоинтеграции.

Пример технологии создания пористого титанового слоя на компактном технически чистом титане дан в работе [177]. 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 10 М NaOH при 60 С на 24 ч. Последующий отжиг проводили на воздухе при 600 °С в течение 1 ч. После термообработки образцы помещали в физиологический раствор при 36,5 0С на 28 дней. Анализ микроструктуры показал присутствие апатитоподобных частиц, в которых соотношение Са/Р=1,56 – 1,61. Предполагается, что после указанной обработки будет формироваться более прочная связь между металлом и костью.