ОГЛАВЛЕНИЕ
Введение.................................................................... 4
1. Структура н свойства бнокомпозитов................................... 9
1.1. Механическое поведение тканей организма и проблема функциональных имплантатов........................................ 9
1.1.1. Механические свойства мягких биологических тканей............ 10
1.1.2. Особенности деформационного поведения полимеров.............. 15
1.1.3. Механические свойства компактной костной ткани............... 17
1.1.4. Структура и механические свойства спонгиозной костной ткани.. 22
1.1.5. Проблема создания функциональных имплантатов................. 23
1.1.6. Основные положения теории биоактивности материалов........... 28
1.2. Композиционные материалы со структу рно-неустойчивыми связками 29
1.2.1. Закономерности деформации поликристаллов с демпфирующими прослойками......................................................... 31
1.2.2. Композиционный материал ТіС -ТіМі............................ 33
2. Постановка задачи. Материал и методы исследования...................... 36
2.1.1 Іостановка задачи................................................. 36
2.2. Материал исследования.............................................. 39
2.3. Методика эксперимента.............................................. 47
2.3.1. Методика получения пористых материалов....................... 47
2.3.2. Методы термографии и дериватографни.......................... 48
2.3.3. Структурные методы исследования.............................. 49
2.3.4. Механоакгивационная обработка порошков....................... 50
2.3.5. Испытания на сжатие.......................................... 50
2.3.6. Исследование коррозионной стойкости пористых образцов........ 50
3. Исследование межфазного взаимодействия биокерамик с титаном и никелндом титана в композиционных материалах............................ 51
3.1. Проблема обеспечения связи между разнородными фазами в композитах....................................................... 51
3.2. Взаимодействие гидроксиапатита с никелндом титана и титаном 54
3.3. Термогравиметрические исследования систем «фарфор - титан» и «фарфор - никслил титана»........................................ 65
3.4. Взаимодействие в системе «фарфор - титан».......................... 67
3.5. Взаимодействие в системе «фарфор - ннкелид титана»................. 72
3.6. Заключение......................................................... 83
4. Закономерности спекания композиционных материалов «биокерамика -никелил титана (титан)».................................................. 84
4.1. Общая характеристика процессов, протекающих при спекании............ 84
4.2. Закономерности спекания композиционных материалов «фарфор никелид титана».......................................................... 86
4.3. Влияние добавок титана и никеля на спекание композитов «фарфор -никелид титана».......................................................... 95
4.4. Влияние механической активации на закономерности спекания
никелида тіпана и композита «фарфор - никелид титана»............... 102
4.5. Закономерности спекания композитов «фарфор - титан»................ 106
4.6. Закономерности спекания композитов «гидроксиапатит - никелид титана»................................................................. 108
4.7. Заключение......................................................... 112
5. Физико-механические, коррозионные и биосовместимые свойства композитов «биокерамика - никелид тіпана». Механические свойства композитов «биоматериал - костная ткань»................................ 113
5.1. Прочностные свойства пористых композитов «фарфор - никелил титана». Диаграмма напряжение - деформация.............................. 113
5.2. Механическое поведение композитов «биокерамика - никелид гитана»
в условиях циклического нагружения.................................. 121
5.3. Коррозионное поведение композитов в водном растворе соляной
кислоты............................................................. 125
5.4. Биологическая совместимость композиционных материалов «фарфор -никелид титана».................................................. 127
5.4.1. Тканевая реакция на композиционный материал «фарфор -
никелид титана»................................................. 130
5.4.2. Механические свойства композита «биоматериал - костная
ткань»........................................................... 131
5.5. Заключение......................................................... 142
Заключение................................................................. 143
Литература................................................................. 146
4
ВВЕДЕНИЕ
К настоящему' времени сформировался новый междисциплинарный раздел науки - биоматериаловсдснис. призванный решать проблемы теории и практики создания и применения неорганических материалов для замены дефектов тканей организма при заболеваниях и травмах.
В основе биоматериаловсдсния лежат фундаментальные исследования по механике биологических тканей и органов и взаимодействию живых тканей с неорганическими материалами, которые позволили сформулировать новые требования к материалам и имплантатам. Научный подход к проблеме создания новых материалов для медицины тем более необходим, поскольку потребность в различных типах биоматсриалов в мире возрастает ежегодно на 15-20 % и, по прогнозам, к 2010 году приблизится к уровню потребности в медикаментах.
Несмотря на то, *гто процесс создания новых имплантационных материалов идет активно, пока еще не разработан оптимальный материат для имплантации, не созданы адекватные методы оценки материалов, недостаточны знания о взаимодействии существующих материалов с живыми тканями. Решение данной проблемы лежит на стыке нескольких областей науки: физиологии, биомеханики, физики, химии, матсриатовсдсния.
Изучение основных закономерностей деформации и разрушения биологических тканей позволило понять причины неудач при использовании традиционных им плантационных материалов. С точки зрения биомеханики функциональные материалы для имплантации в организм должны быть подобны тканям, то есть обладать эластичностью, иметь близкую к тканям диаграмму напряжение - деформация и присущую им величину гистерезиса на диаграмме нагрузка-разгрузка. Среди используемых в медицине материалов только сплавы с памятью формы проявляют в изотермических условиях аналогичтгые свойства, иначе говоря, биомеханическую совместимость.
5
Анализ переходной зоны костная ткань - металл (сплав) показал, что на границе раздела существуют белковые структуры и мягкие ткани. Прочность связи на межфазной границе низка и определяется в основном механическим зацеплением кости за неровности металлической поверхности. Разрушение имплантатов начинается обычно с границы раздела “мегалл - кость”.
Одним из путей решения проблемы прочности связи на границе раздела является использование биоактивных керамик и стекол. Биоактивный материал вызывает определений биологический отклик на границе раздела с ним. приводя к образованию связи между тканями и материалом. Однако керамические материалы обладают большим недостатком - хрупкостью и отсутствием биомеханической совместимости с тканями организма.
В природе известны биокомпозиты, подобные керамике, обладающие прочностью и вязкостью, например, костная ткань или эмаль зубов, которые представляют собой анизотропный композиционный материал. Перспективным путем увеличения вязкости материалов на основе биокерамик и придания им биомеханической совместимосги является использование в качестве связки композита никелида титана, который способен менять под действием деформации тип решетки и релаксировать концентраторы напряжений, возникающие в керамической матрице.
Таким образом, перспективным направлением в биоматсриаловедении является создание и исследование нового класса функциональных композитов, в которых одной фазой является поверхностно-активная керамика, а другой -сверхэластичный сплав с памятью формы. Такие керамико-металлические материалы сочетают в себе способность срастаться с костью и механическое поведение, подобное тканям организма.
Целью диссертационной работы является изучение межфазного взаимодействия и реакционного спекания в системах “биокерамика - никелид титана”, исследование механического поведения и прочностных свойств пористых функциональных композитов на основе этих систем, представляющих новый класс материалов для медицины.
6
В соответствии с целью в работе поставлены следующие задачи:
- Изучить мсжфазнос взаимодействие биокерамик с титаном и никелидом титана и определить структурно-фазовые состояния, возникающие на границе
раздела составляющих. Определить условия существования твердо- и
жидкофазного взаимодействия и установить тип связи на границе раздела биокерамика - металл (сплав).
- Исследовать закономерности твердо- и жидкофазного спекания
композиционных материалов и определить основные факторы, влияющие на объемные и линейные изменения пористых композитов при спекании
Исследовать механическое поведение, физико-механические и
биосовмесгимые свойства композитов.
- Провести компьютерное моделирование механического поведения в организме пористого материала, заполненного живыми тканями.
- Предложить на базе систем “биокерамика - сплавы с памятью формы на основе никелида титана” новые медицинские материалы и оптимальные технологии их получения.
Диссертация состоит из введения, пяти глав и заключения.
В первой главе проведен краткий обзор литературы по структуре, особенностям деформации и разрушения различных биологических тканей. Рассмотрены основные причины разрушения имплантатов в организме и проанализированы возможные пути решения проблемы. Перспективным направлением является использование биоактивных материалов и композитов на их основе, которые обладают способностью срастаться с живыми тканями. Изложены основные положения современной теории биоактивности.
Во второй главе формулируется цель работы, ставятся конкретные задачи исследований, обосновывается выбор материалов и описываются методы исследований.
В третьей главе излагаются и обсуждаются результаты исследований межфазного взаимодействия биокерамик с титаном и никелидом титана. Изучены основные закономерности и механизмы образования структурно-фазовых
7
состояний, возникающих при взаимодействии керамической и металлической составляющих. На основании полученных данных обосновывается выбор температур спекания.
В четвертой главе изучены закономерности твердо- и жидкофазного спекания композитов “биокерамика - никслид титана (титан)" и определены зависимости конечной пористости, объемные и линейные изменения от температуры и времени спекания, концентрации компонентов в смеси, начальной пористости. Покачано, что основными факторами, определяющими процесс спекания композитов являются: давление газов в замкнутых порах, обратное мартснситнос превращение в никелнде титана, образование жидкой фазы на границах раздела. Определен вклад данных факторов в изменение плотности композитов при спекании. Исследовано влияние механоактивации на закономерности спекания прессовок из порошка никелида титана и его смесей с фарфором Полученные данные легли в основу технологии получения новых композиционных материалов со структурно-неустойчивой связкой
В пятой главе исследованы механические, коррозионные и биосовмсстимыс свойства композиционных материалов. Определено влияние пористости, содержания металлической связки, температуры спекания на прочностные характеристики композитов. Проанализированы диаграммы напряжение -деформация. Изучены поведение пористых композитов при циклических испытаниях. Для оценки механических свойств пористого материала, внедренного в живой организм, использована модель гетерогенного материала стохастической структуры.
В заключении сформулированы общие выводы.
Основное содержание диссертации опубликовано в работах [58-60, 77, 78, 92,118-120, 123.127-129. 144, 145, 149).
На основании проведенных исследований на защиту выносятся следующие положения:
1.Последовательность структурно-фазовых состояний, возникающих при высоких температурах в результате взаимодействия биокерамик (гидроксиапатмга
8
и фарфора) с титаном и никслидом титана на межфазной поверхности как в присутствии жилкой фазы, так и без ес участия.
2.Экспсримснтальные результаты исследования закономерностей спекания композиционных материалов со структурно-неустойчивой связкой. Изменение плотности композитов при спекании определяется в основном концентрацией компонентов и температурой спекания, и контролируется следующими факторами: давлением газов в замкнутых порах, обратным мартенситным превращением в никслидс титана, образованием жидкой фазы на границах раздела составляющих. Методы управления структурой и физико-механическими свойствами композитов: механоактивационная обработка порошков; размол, повторное прессование и спекание; использование добавок, вызывающих образование жидкой фазы.
3.Особенности деформации и разрушения пористых композитов “биокерамика - никслид титана", заключающиеся в увеличении пластичности материала в результате последовательного разрушения локальных областей и обратимости деформации в режиме нагрузка - разгрузка.
4. Результаты численного моделирования механического поведения композитов “металл - костная ткань", устанавливающие характер влияния параметров структуры и свойств составляющих на локальные деформационные свойства данной системы и степень их разброса.
9
1. СТРУКТУРА И СВОЙСТВА БИОКОМПОЗИТОВ
1.1. Механическое поведение тканей организма и проблема функциональных имплантатов
Теории и практике создания композиционных материалов посвящено огромное число работ, поскольку это направление в материаловедении считается наиболее перспективным. К настоящему времени здесь получен широкий спектр теоретических и экспериментальных результатов и можно говорить о формировании науки о композитах. Однако кроме искусственно созданных материалов существует ряд естественных композитов - костная ткань, мышцы, сухожилия, кровеносные сосуды и т.д. Вопросы деформации и разрушения биологических тканей изучены недостаточно, и в настоящее время исследования в данной области ведутся достаточно интенсивно, с применением экспериментальных методик, разработанных в материаловедении.
Изучением механического поведения биологических тканей и органов, а также биологических объектов в целом занимается биомеханика. Можно выделить два направления исследований, которые развивались в течение многих лет. Первое направление связано с определением законов механического поведения биосистсм на разных уровнях их организации: клетки, ткани, органа, а второе - с созданием на основе этого материалов и имплантатов, работающих в контакте с биологическими системами.
При приложении традиционных методов описания и методик испытаний, принятых в материаловедении, к биологическим объекгам возникают серьезные трудности. Главная причина этого - уникальные особенности объекта исследования - живых систем.
Для всех уровней организации биологических объектов характерна высокая степень функциональности, так что исследование большинства механических характеристик этих объектов невозможно без учета их функционирования в составе
10
организма [I]. Механическая прочность практически любого участка или системы тела человека непосредственно зависит от его функционального состояния, связей с другими участками и системами.
Например, для мягких тканей определение начальных состояний и размеров затруднительно, поскольку большинство мягких тканей в живом организме находятся в напряженном состоянии и подвержено периодическому нагружению. После удаления тканей из организма происходит их сокращение и перестройка структуры, время стабилизации начальных размеров зависит от вида ткани (1).
1.1.1.Механические свойства мягких биологических тканей
Мягкие биологические ткани обладают некоторыми особенностями механического поведения: способностью к большим деформациям (до 200 %), нелинейной связью между напряжением и деформацией (рис. 1.1), наличием гистерезиса на диаграмме нагрузка - разгрузка, неопределенностью начального и естественного состояний, анизотропией, что обусловлено в первую очередь их строением (1]. Они состоят из клеток, эластиновых и коллагеновых волокон и основного вещества [2]. Каждая компонента имеет свою ультраструктуру, от которой зависят ее механические и биологические свойства. За исключением воды, солей и минералов все компоненты биополимеры, их разделяют на пять групп: коллаген, эластин, гликозаминогликаны, гликопротеины и растворимые протеины.
Согласно гипотезе, выдвинутой Маленковым и Модяновой [3], основной управляющей системой тканевого уровня организации является система, которая обеспечивает механическую интеграцию ткани. Эта система состоит из цитоскс-летов отдельных клеток ткани, плазматических мембран, межклеточных контактов и внеклеточных элементов несущих механическую нагрузку [3]. Исходя из этого, все ткани можно условно разделить на две группы. Для эпителиальных, мышечных и нервных тканей механические свойства системы определяются главным образом клетками и межклеточными контактами. В случае соединитель-
Рис. 1.1 Диаграмма напряжение - деформация (а) и петля гистерезиса (б) мягкой ткани [2].
12
ных тканей механические свойства системы определяются внеклеточными элементами, и, прежде всего коллагеном [3].
Для понимания механизмов и особенностей деформирования биологической системы необходимо рассмотреть механическое поведение ее структурных составляющих.
Нельзя не согласится с автором [4], что крайне сложная, нерегулярная пространственная организация внутриклеточных структур и обусловленные ими физические, химические и биологические процессы нс имеют аналогов в неживой природе. Несмотря на большое число работ в этой области, клетка остается объектом до конца не изученным. Тем не менее, частичное незнание сложных деталей нс мешает получать некоторые общие результаты.
Согласно современным представлениям форма и механические свойства клетки определяются тонким поверхностным слоем, образованным плазматической мембраной и системой цитоскелета [3].
Плазматические мембраны клеток обладают заметной эластичностью и низким поверхностным нагаженном (0,1-2,0 дин/см). Клетка легко деформируется, а после снятия нагрузки приобретает первоначальную форму, которая определяется белковым каркасом [5]. По-видимому, такое поведение, прежде всего, связано со свойствами составляющих ее биополимеров и уникальным строением поверхностных слоев.
Необходимым этапом в изучении механических свойств биотканей является исследование свойств клеточных соединений. По данным работы [6], сила отрыва двух контактирующих гепатоцитов (клеток печени), полученная в эксперименте методом Комана (при помощи микроигл), равна примерно 2'10” Н. Вследствие высокой прочности соединения клеточных мембран, происходит разрыв в одной из них, и напряжение разрыва клеточной мембраны оценивается в 3 -12 105 Па.
Межклеточный контакт является сложной системой и образован клеточными соединениями, которые отличаются по механической прочности и выполняют различные функции [7]. При этом контакт гепатоцитов образован типичными дчя
13
эпителиальных тканей соединениями: плотным, щелевидным, простым, соединением типа «замка», зоной слипания и демосомой [7,8].
Межклеточные контакты эпителия тонкой кишки проявляют вязкоэластичные свойства, то есть с некоторого порогового значения деформация зависит не только от величины приложенной силы, но становится пропорциональной времени, в течение которого эта сила действует [9]. Другая особенность в поведении межклеточных кшггактов обнаружена при исследовании нервной ткани [10]. С одной стороны проявляется высокая степень подвижности клеток относительно друг друга, а с другой - прочность существующих между ними контактов.
Экспериментально установлена связь микромеханнческих свойств межклеточных контактов с макромеханическими свойствами ткани на примере ткани печени [11]. Можно полагать, что нелинейный участок на диаграмме напряжение
- деформация, на котором образец оказывает слабое сопротивление сжатию, обусловлен высокой подвижностью межклеточных контактов и наличием свободного обьема в структуре ткани. Обнаружена также нелинейность вязко-упругих свойств печени, что связывают со структурными перестройками в паренхиме печени и перераспределением жидкости в порах [12].
Коллаген, эластин и связующее вещество составляют основу биотканей второго типа. Как правило, такие биологические ткани представляют собой сложные композиционные системы, механические свойства которых определяются внеклеточными структурными элементами.
Эластин растягивается достаточно сильно, его деформации достигают 200
- 300 %, что связано с присутствием в эластиновых волокнах парных спирально скрученных наподобие каната нитей. Модуль упругости эластина 1-6105 Па. По одним данным он проявляет линейные свойства [1], по другим - ярко выраженные нелинейные [2].
Особенность структуры коллагена - это формирование спирали на всех уровнях организации, от спиральной полнпситидной цепи до спиральных волокон в коллагеновом пучке [1]. У чистого коллагена предельные деформации дос-
14
тигают 10 %, он обнаруживает нелинейное механическое поведение и имеет модуль упругости от 107 до 108 Па (1 ].
В основном веществе коллагеновые волокна составляют единое целое с клетками и внутриклеточным веществом. Низкомодульное основное вещество выполняет три основные функции: перераспределяет нагрузку от одного волокна к другому, изолирует индивидуальные волокна, предотвращая распространение разрывов, и уменьшает эффект трения [1].
Соотношения между коллагеном и эластином и способ построения ткани приводит к изменению ее механических свойств. Это особенно четко проявляется для кровеносных сосудов, в ткани которых отношение эластина к коллагену убывает с удалением от сердца [ 13].
Экспериментально изучены некоторые релаксационные свойства материала стенки большой подкожной вены человека (14). Установлено, что характерной чертой этого материала является множественность процессов релаксации. При сопоставлении формы функции распределения времен релаксации для «коллагенового» и «эластннового» препаратов было обнаружено, что в процессе релаксации первым теряет напряжение коллаген, а последним - эластин 114].
На диаграмме напряжение - деформация сухожилия, представляющего собой макромолекулярный композит, который состоит из коллагеновых волокон и желеподобной матрицы из кислых мукополисахаридов, обнаружен нелинейный участок [15]. Этот участок, типичный для мягких тканей, соответствует области выпрямления гофрированных волокон коллагена. Нели деформация не превышает критическую, то деформирование складки коллагена обратимо, и она работает подобно механической пружине. Следующий линейный участок кривой обусловлен упругим растяжением самих волокон [15].
Таким образом, большинство биологических тканей являются композиционными средами, и, как минимум, один из их компонентов - биополимер. Учитывая выше сказанное, необходимо рассмотреть деформационные свойства полимеров, которые в настоящее время хорошо изучены.
- Київ+380960830922