Пористая биокерамика

Следует отметить еще один недостаток, присущий керамическим материалам. Это их повышенная хрупкость, то есть неспособность выдерживать заметные деформации без разрушения. Нагрузка, приложенная к хрупкой керамике, приводит к очень быстрому – катастрофическому – росту микротрещин, имеющихся практически в любом материале, и как следствие – к разрушению. Это явление особенно заметно при динамической нагрузке: ударах, толчках и т. д.

Несмотря на перечисленные  недостатки, существуют области травматологии  и ортопедии, где керамическим имплантатам нет альтернативы. В первую очередь это относится к протезированию тазобедренного сустава. Наиболее широко используют здесь керамику из оксида алюминия (Al₂O₃) с добавкой очень малых (менее 0,5 %) количеств MgO с целью получения мелкозернистого поликристаллического материала. Более высокой по сравнению с керамикой на основе Al₂O₃ трещиностойкостью обладает керамический материал, изготовленный из оксида циркония (ZrO₂) с добавками оксидов магния или иттрия. За свои великолепные механические характеристики подобный материал получил название «керамической стали» [1].

2. Биокерамика на основе гидроксилапатита

Использование фосфатов кальция в качестве биокерамики основано на их химическом сходстве с неорганической составляющей костей и зубов.

При температуре человеческого тела в контакте с водной средой устойчивы только четыре индивидуальных фосфата кальция. В водной среде при температуре 37 °С и pH > 5 происходит их разложение с образованием гидроксилапатита – наиболее устойчивого фосфата кальция в условиях организма. В присутствии паров воды ГАП устойчив к нагреванию вплоть до температуры 1360 °С.

Гидроксилапатит является одним из наиболее приемлемых материалов для изготовления искусственных имплантатов в силу своей прекрасной биосовместимости. Тем не менее, керамика на основе чистого ГАП не лишена недостатков. Этот материал обладает невысокой прочностью, характеризуется довольно низкой стойкостью к распространению трещин и большим разбросом экспериментальных значений прочности от образца к образцу. Эти факторы существенно ограничивают область применения такой керамики, а влажная среда, имитирующая среду организма, лишь усугубляет ее отрицательные свойства. Низкая растворимость синтетического ГАП оборачивается его невысокой биоактивностью: костные клетки медленно «переваривают» предложенный им источник кальция и фосфора; как следствие кость медленно врастает в керамический имплантат.

В настоящее время ведется интенсивная разработка новых композиционных материалов на основе ГАП с улучшенными механическими характеристиками. Для повышения биоактивности ГАП разбавляют более растворимыми фосфатами кальция, например трехзамещенным фосфатом кальция, или же изготавливают пористую керамику на основе ГАП [1].

Пористая поверхность  биокерамики обеспечивает большую поверхность соприкосновения между биоматериалом и растущей костью, что приводит к образованию большего количества химических связей. Установлено, что пористый ГАП может заселяться костной тканью. Поэтому биокерамику стараются делать макропористой (размер пор более 100 мкм) путем введения порообразователей, являющихся либо летучими, либо легко растворимыми в воде соединениями (например, нафталин, сахароза, NaHCO₃, NaCl, желатин, микрошарики из полиметилметакрилата). Согласно имеющимся данным, увеличение размера макропор биокерамики от 150 до 1220 мкм не приводит к улучшению приживаемости имплантатов. Кроме макропор, в любой керамике имеются и микропоры (размер пор менее 10 мкм), которые образуются при спекании порошков. Размеры микропор зависят от условий спекания (температуры и продолжительности процесса) [5].

3. Способы изготовления пористой биокерамики

Пористая керамика из гидроксиапатита широко применяется  как костный заменитель в силу хорошего срастания с костной  тканью. Костная ткань прорастает в поры имплантата, тем не менее наличие крупных пор заметно ухудшает его прочность.

Пористые материалы  применяются для изготовления костных  имплантатов: для лечения непротяженных  костных дефектов, не испытывающих механических нагрузок. Фазовый состав таких материалов должен быть представлен биосовместимыми неорганическими компонентами с преобладанием биодеградируемой (резорбируемой) фазы. Необходимо, чтобы поры в таких материалах были проницаемыми, а их размер достаточно большим, не менее 100 мкм, чтобы обеспечить проникновение физиологической среды внутрь материала. Прочность материала должна быть достаточной для проведения врачом необходимых манипуляций как на стадии подготовки имплантата, так и во время операции. Такой пористый материал, присутствуя в месте костного дефекта, создает условия сначала для формирования композита искусственный неорганический материал – органический компонент, а затем композита регенерированный карбонат гидроксиапатита – органический компонент.

Предложены различные методы получения пористой ГАП-керамики. Наиболее оригинальный метод использует готовый остов из СаСО₃, особенности структуры которого наследует получаемый гидроксиапатит. С этой целью применяют такой природный материал, как коралл (основное вещество скелета СаСО₃), который при длительном нагревании в растворе гидрофосфата аммония в автоклаве переходит в ГАП, сохраняя исходную пористую структуру коралла.

Способ получения пористых материалов с применением метода дублирования полимерной матрицы на основе порошков фосфатов кальция [6]. Этим способом удалось изготовить высокопористые ячеистые материалы из шихты на основе фосфата кальция и стекол системы MgO – СаО – SiО₂ – Р₂О₅ – CaF₂ или SiО₂ – Na₂О – CaO – Р₂О₅; на основе ГАП и волластонита; на основе порошка стекла системы MgO – СаО – SiО₂ – Р₂О₅; на основе смеси гидроксиапатита и порошка стекла системы СаО – Р₂О₅ [7].

В качестве пористой полимерной матрицы в перечисленных способах применяют преимущественно ретикулированный пенополиуретан. Метод позволяет повторять поровую структуру полимерной матрицы. Его несомненным преимуществом является то, что в промышленности освоено производство пенополиуретана с различным размером пор и распределением их по размерам, его пропитка шликерами из разных материалов, сушка и термообработка, обеспечивающие получение высокопроницаемой керамики, в том числе из фосфатов кальция. В то же время при выжигании полиуретановой матрицы выделяются ядовитые газы, которые необходимо улавливать и обезвреживать.

Способ получения пористых материалов для костных имплантатов на основе природного коралла предполагает его обработку растворимыми соединениями, содержащими фосфат-ионы, такими как фосфорная кислота или гидрофосфат аммония. При термообработке коралл (карбонат кальция СаСО₃) взаимодействует с Н₃РО₄ или (NH₃)₂HPО₄, образуя одно- (ГАП), двухфазный (ГАП – трикальцийфосфат или трикальцийфосфат – пирофосфат) или трехфазный (гидроксиапатит – трикальцийфосфат – пирофосфат) материал [8]. При топохимическом режиме проведения реакции можно обеспечить наследование поровой структуры коралла [9].

Существуют  способы получения пористых материалов, в том числе на основе фосфатов кальция, с использованием в качестве выгорающей иди удаляемой при  нагревании матрицы из плотно уложенных  сфер из органического материала, например монодисперсных сфер полистиренового латекса, полиметилметакрилата, парафина и проч. [10-11]

Метод выгорающих добавок: материал может быть получен обжигом заготовки, отпрессованной из смеси порошка фосфата кальция и сфер полиметилметакрилата [12] или из смеси порошка стекла системы SiO₂ – СаО – K₂О и сфер полиэтилена. Перспективным представляется применение парафина, поскольку после выплавления из заготовки его можно использовать повторно. После удаления парафина стенки пор можно дополнительно уплотнить в гидростате, предварительно заполнив поры жидкостью. Недостатком метода является то, что сферы требуемого размера необходимо предварительно изготавливать.

Известны способы  получения пористых материалов на основе фосфатов кальция с использованием в качестве порообразующих веществ камфена или воды. Пористость возникает при замораживании заготовок, в результате чего в них образуются области, состоящие преимущественно из камфена или льда, а после их удаления — поры. Достоинство камфена — его высокая летучесть, что позволяет удалять его сублимацией, собирать и использовать повторно. При применении воды требуется использование водорастворимых полимеров, полимеризующихся при замораживании, например поливинилового спирта, при этом не возникает проблем с выделением вредных газов. Недостаток этих методов заключается в том, что размером пор трудно управлять [13-14].

Для получения  пористых материалов на основе фосфатов кальция используют формование из вспененного шликера [12, 15]. В шликер добавляют водорастворимые полимеры, которые образуют стабильную и достаточно быстро отверждающуюся пену. Недостатком данных способов является необходимость выбора полимеров, способов их отверждения и строгого контроля реологических свойств шликера.

Существует  метод получения пористых материалов спеканием порошков стекла, содержащих порообразующие добавки, как правило карбонаты, в количестве 1 – 5 мас. %. Метод позволяет получать высокопористые проницаемые материалы, что делает его привлекательным и для получения костных имплантатов. В то же время необходимо строго контролировать реологические свойства расплава и изучать технологические параметры (состав шихты, режимы термообработки) порошковых систем из материалов, предназначенных для костных имплантатов. Использование данного метода также не дает возможность управлять количеством и размером пор, а так же их распределением по размерам [16].

Известен метод  изготовления пористого материала  на основе системы SiО₂ – СаО – Na₂О – Р₂О_5, включающий в себя плавление шихты, фриттование полученного расплава, измельчение фритты до порошка, прессование порошка стекла с добавлением порообразующего компонента, горячее прессование или двухстадийный режим обжига смеси. В качестве порообразователя использовали карбонат кальция, гидрокарбонат натрия, дигидрофосфат аммония [17]. Недостатком данного метода является необходимость предварительной варки и изготовления стекла, из которого формируется пористый материал в процессе обжига или на стадии горячего прессования.

Методом вспенивания получен материал на основе нейтрального алюмоборосиликатного стекла, наполненного порошком гидроксиапатита [18]. Данный способ позволяет использовать стекла, содержащие оксиды натрия и фосфора, повышающие, растворимость стеклянной матрицы. Аналогичный материал [19] в качестве наполнителя содержит наряду с гидроксиапатитом и другие, более растворимые фосфаты кальция.

Пористый материал на основе фосфата кальция может  быть получен из шихты, которая наряду с порошком фосфата кальция содержит ацетат щелочного металла и гидроксид щелочного металла [20]. Этот способ исключает стадию варки и последующее измельчение стекла, формирующего стекломатрицу пористого материала. При нагревании происходит плавление ацетата щелочного металла калия КСН₃СОО или натрия NaCH₃COО, а затем гидроксида калия КОН или натрия NaOH, возможно с образованием эвтектической смеси, что обеспечивает равномерное распределение введенного компонента в порошковой заготовке. При использовании методов вспенивания требуется, чтобы применяемый материал мог образовывать стеклообразные композиции с высокой вязкостью, что накладывает ограничения на применяемые составы.

Известен способ получения пористой биокерамики на основе гидроксиапатита и минерала игольчатой формы, включающий подготовку шихты и последующее формование из нее изделий методом полусухого прессования. Влажность формуемых масс должна составлять 5 – 7 %. Затем изделия помещают на пористую подложку из спеченного кварца или подсыпку из кварцевой крупки с размером зерен 0,5 – 1,0 мм, сушат и обжигают при температуре 1150 – 1400 °С с выдержкой при конечной температуре 0,5 – 2,5 ч. Биокерамический материал, получаемый данным способом, имеет сквозную пористость, необходимую для прорастания костной ткани в имплантат. Пористость получается за счет вытекания в процессе обжига маловязкого расплава, образованного тонкодисперсными компонентами, из объема изделия под действием гидростатических сил. Жесткий каркас из взаимно переплетенных игл минерала игольчатой формы после вытекания основного количества расплава обеспечивает достаточную механическую прочность [21].

Метод дублирования полимерной матрицы — возможность получения структуры с открытой пористостью 90 – 95 %. Метод состоит из стадий выбора матрицы, составления шликера, пропитки им матрицы, сушке заготовки и спекания стекловидной или керамической основы шликера одновременно с выжиганием полимерной матрицы. Структуру пористого материала (размеры пор, количество и способ их соединения) задает матрица из полимерной пены. В пене, как правило, присутствуют поры с широким диапазоном размеров, и шликер должен заполнить одинаково хорошо и крупные, и мелкие поры и при этом образовывать однородное по толщине покрытие по всей поверхности пены.

Для пропитки используют шликеры, обладающие высокой текучестью и хорошей адгезией к полимеру. Соответственно порошки для приготовления такого шликера должны быть тонкодисперсными с малым разбросом размеров от средней величины, а связующие и пластификаторы не иметь компонентов, которые могут оказывать вредное воздействие на человеческий организм [22].

Таким образом, для изготовления высокопористых костных имплантатов применяются методы, разработанные для высокопористых материалов в технологиях керамики и стекла. Спецификой костных имплантатов являются более жесткие требования к их чистоте, химическому и фазовому составам, а также к воспроизводимости эксплуатационных свойств. Для имплантатов очень важно уметь управлять количеством и размером пор, а также их распределением по размерам. В этом отношении наибольшие возможности предоставляют методы дублирования полимерной матрицы и удаления матрицы, созданной из контактирующих сфер, образующих систему открытых пор.

Выводы

1. Биокерамика —наноструктурированный керамический материал, используемый в медицине для восстановления (замещения) поврежденных твёрдых тканей.
2. Биокерамику используют для лечения, восстановления и замены: