Электрические и вихретоковые методы
УДК 620.179.14
ОЦЕНКА ФУНКЦИОНАЛЬНЫХ СВОЙСТВ ТОНКИХ КАЛЬЦИЙФОСФАТНЫХ ПОКРЫТИЙ НА МЕДИЦИНСКИХ ИМПЛАНТАТАХ
С.И. Твердохлебов, Е.В. Шестериков, И.О. Болотина
Тонкие кальцийфосфатные (КФ) покрытия сформированы на моделях медицинских изделий методом высокочастотного магнетронного напыления. Микроскопические исследования покрытий показали, что они визуально сплошные, без видимых пор и микротрещин. Оценку функциональных свойств тонких КФ проводили по методике, основанной на измерении электрического пробивного напряжения в соответствии с ГОСТ 9.302. Тонкие КФ покрытия на образцах после пескоструйной обработки выдерживали касательные нагрузки лучше, чем изгибные.
Ключевые слова: высокочастотное магнетронное напыление, гидроксиапатит, им-плантаты.
ВВЕДЕНИЕ
Для решения задач эффективной терапии сложных и многофакторных патологий опорно-двигательного аппарата, в особенности при онкологических заболеваниях разрабатывается концепция активного воздействия на костную ткань и управления процессами ее регенерации и минерализации (остеокондуктивные и остеоиндуктивные материалы). Для стимулирования процессов репаративного остеогенеза на металлические и керамические имплантаты наносят биоактивные покрытия. В качестве материала для биопокрытий традиционно используют гидроксиапатит (ГА) — Ca10(PO4)6(OH)2, который является основным минеральным компонентом костной ткани.
Биоактивные покрытия на имплантаты наносят методом плазменного напыления [1], микродугового оксидирования [2], осаждения из растворов [3]. Эти технологии обладают рядом недостатков, например, плохой адгезией покрытия к подложке, ограниченным выбором материалов подложки для формирования покрытия (например, микродуговым оксидированием невозможно получить покрытие на нержавеющей стали), а также невозможностью регулиролировать элементный состав покрытия. Этими недостатками не обладает метод высокочастотного (ВЧ) магнетронного распыления [4—6].
Выбор данного метода для нанесения кальцийфосфатных (КФ) покрытий обусловлен тем, что эффективно распылять ГА, который является диэлектриком, можно лишь на высоких частотах. Как показывают исследования [7], использование метода магнетронного распыления обеспечивает получение высокой адгезионной прочности между материалами — основой и покрытием, причем состав покрытия близок по стехиометрическому составу к составу исходной мишени. Метод магнетронного распыления является перспективным, так как позволяет варьировать элементный состав покрытия путем изменения либо состава исходной мишени для распыления, либо параметров напыления (мощность разряда, рабочий газ и др.).
В [8] было показано, что покрытия данного типа могут быть перспективными для нанесения на микровинты и мини-пластины, используемые
Сергей Иванович Твердохлебов, канд. физ.-мат. наук, доцент кафедры теоретической и экспериментальной физики ФТИ ТПУ. Тел. 56-34-37. E-mail: tverd@tpu.ru
Евгений Викторович Шестериков, научный сотрудник кафедры теоретической и экспериментальной физики ФТИ ТПУ. Тел. 56-34-37. E-mail: shesterikov_e@mail.ru
Ирина Олеговна Болотова, канд. техн. наук, доцент кафедры промышленной и медицинской электроники ИНК ТПУ. Тел. 70-57-01. E-mail: bolotina@tpu.ru
для черепно-лицевого остеосинтеза, на проволоку для остеосинтеза, стенты и другие малоразмерные имплантаты сложной формы. Формирование тонких многокомпонентных пленок на подложках сложной формы и с развитой поверхностью обладает рядом особенностей, и традиционными физическими методами сложно определять механические свойства КФ покрытий на малоразмерных имплантатах, что необходимо на производстве с целью контроля технологического процесса и качества покрытий медицинских изделий. Поэтому предложено использовать простые методы контроля покрытий, основанные на ГОСТ 9.302 [9].
МЕТОДИКА ПРОВЕДЕНИЯ ИССЛЕДОВАНИЙ
В качестве объекта исследований были выбраны модели следующих медицинских изделий из титана ВТ1-0: мини-пластины (20x4x0,5), мини-винты (М1,5, l = 8 мм), дентальные имплантаты (М4, l = 16 мм); из нержавеющей стали: спицы для остеосинтеза (диаметр 2, l = 370 мм). Для нанесения тонких КФ покрытий использовали промышленную установку "Катод 1М", в вакуумной камере которой был размещен штатный высокочастотный магнетронный источник, частота 13,56 МГц, а также мишень из порошкообразного синтетического гидроксиапатита с дисперсностью <63 мкм. Адгезионная прочность тонких КФ покрытий толщиной до 1,6 мкм выше, чем у покрытий б0льшей толщины [8]. Тонкие покрытия способны выдерживать без разрушения значительные деформации изгиба, поэтому режимы напыления выбирали такими, чтобы толщина покрытий была меньше 1,6 мкм.
Перед нанесением покрытий изготовленные модели имплантатов проходили следующие этапы очистки: отмывку в у. з. ванне, пескоструйную обработку, химическую очистку. Толщину покрытий определяли профилометрическим методом по ГОСТ 9.302 с использованием кремниевых образцов-свидетелей. Исследования морфологии и элементного состава покрытий проводили методом сканирующей электронной микроскопии (СЭМ) на сканирующем электронном микроскопе JSM-7500F (JECL, Нано-Центр ТПУ), позволяющем проводить энергодисперсионный элементный анализ (EDS). Определение параметров шероховатости проводили методом трехмерной бесконтактной профилометрии на установке MICRO MEASURE 3D (ЦИСМ ТПУ).
В ходе операции имплантаты подвергают механическим воздействиям, поэтому необходимо знать свойства покрытий после проведения медицинской технологии. Для моделирования взаимодействия имплантата с костью используют обработанные или сырые кости, плотные однородные пластические массы, причем последние являются более технологичными, удобными и гигиеничными. В качестве имитатора кости был выбран самшит (buxus sempervirens) с твердой как кость и тяжелой древесиной, удельный вес 0,99—1,33 x 103 кг/м3. В отличие от пластических масс этот материал имеет характерную для древесины волокнистую структуру, которая в большей степени соответствует структуре костной ткани. Модели мини-винтов и дентальных имплантатов вкручивали в данный материал, спицами просверливали материал, толщина которого была больше кортикального слоя трубчатой кости. Мини-пластины изгибали под углом 90° и выпрямляли. Санитарно-химические испытания проводили согласно ISO 10993—5 "Biological evaluation of medical devices — Part 5: Tests for in vitro cytotoxicity", используя в качестве растворителя 0,9 %-й стерильный раствор хлорида натрия. Покрытия на моделях имплантатов различной формы растворяли в течение семи суток при 37 °С. После растворения и моделирования медицинской технологии контролировали внешний вид покрытий, исследовали их функциональные свойства, про-
36
С.И. Твердохлебов, E.B. Шестериков, И.О. Болотина
водили сканирующую электронную микроскопию (СЭМ).
Для оценки функциональных свойств тонких КФ покрытий на металлических медицинских имплантатах использовали метод контроля электрического пробивного напряжения покрытия по ГОСТ 9.302 Приложения 9, п. 4. Метод основан на измерении пробивного электрического напряжения, которое изменяется в зависимости от толщины покрытия и шероховатости материала имплантата. Для измерения напряжения применяют двухэлектродную систему с электродами в виде двух металлических шариков (материал — латунь) диаметром 2,5 мм, расположенных друг от друга на расстоянии, определяемом для каждого имплантата в зависимости от его размеров. Давление измерительного электрода на контролируемое покрытие не превышало 1 Н, скорость возрастания напряжения была не более 25 В/с.
РЕЗУЛЬТАТЫ ИССЛЕДОВАНИЙ И ИХ ОБСУЖДЕНИЕ
Типичная морфология тонких ВЧ-магнетронных КФ покрытий на моделях медицинских изделий приведена на рисунке. Перед нанесением покрытий модели имплантатов подвергали пескоструйной обработке, поэтому поверхность образцов имела выраженный исходный рельеф поверхности, повторяемый рельефом тонких КФ покрытий.
а
Морфология поверхности КФ покрытий, сформированных методом ВЧ-магнетронного напыления на мини-пластинах (а), дентальных имплантатах (б).
При вкручивании моделей мини-винтов и дентальных имплантатов в имитатор кости по данным СЭМ морфология покрытия не изменялась. По результатам EDS-анализа в покрытии отмечались незначительное увеличение значения соотношения Са/Р (основных элементов КФ пленки), а также появление углерода до ~30 мол. %. Первое обстоятельство может быть объяснено механическим удалением с поверхности слабосвязанных групп РО4, входящих в состав покрытия, второе свидетельствует о том, что на шероховатой после пескоструйной обработки поверхности имплантата остаются частицы древесины — имитатора кости.
До и после механического воздействия, моделирующего медицинскую технологию, в месте воздействия на имплантат измеряли электрическое пробивное напряжение ипр покрытия. На мини-пластинах и дентальных имплантатах ипр определяли после их растворения в 0,9 %-м растворе стерильного хлорида натрия (в условиях семидневного культивирования). Значения пробивного напряжения для различных образцов без воздействия после моделирования медицинской технологии и после растворения в 0,9 %-м растворе NaCl приведены в таблице.
Диэлектрик, находясь в электрическом поле, теряет свои электроизоляционные свойства, если напряженность поля превысит некоторое критическое значение. В общем случае критическая (пробивная) напряженность электрического поля Епр зависит от приложенного напряжения, толщины диэлектрика и качества поверхности вследствие возрастания напряженности поля на остриях. В бездефектных тонких пленках Е увеличивается с уменьшением толщины. После пескоструйной обработки образцов не удается получить бездефектную пленку толщиной менее 0,5 мкм, поэтому Епр уменьшается с уменьшением толщины.
Значения пробивного напряжения для различных образцов без воздействия, после моделирования медицинской технологии, а также после растворения в 0,9 % растворе №С1
Пробивное напряжение ипр, В
Образцы (режимы нанесения покрытий) без воздействия после моделирования медицинской технологии после растворения в 0,9 % раство
Для дальнейшего прочтения статьи необходимо приобрести полный текст. Статьи высылаются в формате PDF на указанную при оплате почту. Время доставки составляет менее 10 минут. Стоимость одной статьи — 150 рублей.