авторефераты диссертаций БЕСПЛАТНАЯ БИБЛИОТЕКА РОССИИ

КОНФЕРЕНЦИИ, КНИГИ, ПОСОБИЯ, НАУЧНЫЕ ИЗДАНИЯ

<< ГЛАВНАЯ
АГРОИНЖЕНЕРИЯ
АСТРОНОМИЯ
БЕЗОПАСНОСТЬ
БИОЛОГИЯ
ЗЕМЛЯ
ИНФОРМАТИКА
ИСКУССТВОВЕДЕНИЕ
ИСТОРИЯ
КУЛЬТУРОЛОГИЯ
МАШИНОСТРОЕНИЕ
МЕДИЦИНА
МЕТАЛЛУРГИЯ
МЕХАНИКА
ПЕДАГОГИКА
ПОЛИТИКА
ПРИБОРОСТРОЕНИЕ
ПРОДОВОЛЬСТВИЕ
ПСИХОЛОГИЯ
РАДИОТЕХНИКА
СЕЛЬСКОЕ ХОЗЯЙСТВО
СОЦИОЛОГИЯ
СТРОИТЕЛЬСТВО
ТЕХНИЧЕСКИЕ НАУКИ
ТРАНСПОРТ
ФАРМАЦЕВТИКА
ФИЗИКА
ФИЗИОЛОГИЯ
ФИЛОЛОГИЯ
ФИЛОСОФИЯ
ХИМИЯ
ЭКОНОМИКА
ЭЛЕКТРОТЕХНИКА
ЭНЕРГЕТИКА
ЮРИСПРУДЕНЦИЯ
ЯЗЫКОЗНАНИЕ
РАЗНОЕ
КОНТАКТЫ


Pages:   || 2 | 3 | 4 |
-- [ Страница 1 ] --

ФГБОУ ВПО «Саратовский государственный технический университета

имени Гагарина Ю.А.»

На правах рукописи

ПАПШЕВ Вячеслав Андреевич

МОДИФИКАЦИЯ ЭЛЕКТРОПЛАЗМЕННЫХ

БИОКЕРАМИЧЕСКИХ ПОКРЫТИЙ ЛАЗЕРНЫМ ИК-

ИЗЛУЧЕНИЕМ С УЛУЧШЕНИЕМ ИХ ФИЗИКО-

МЕХАНИЧЕСКИХ СВОЙСТВ

Специальность 05.09.10 – Электротехнология

Диссертация на соискание ученой степени кандидата технических наук

Научный руководитель:

д.т.н., проф. Лясников В.Н.

Саратов – 2014 2 Содержание:

Введение 1. Современное состояние вопроса совершенствования качеств биосовместимости покрытий на дентальных имплантатах 1.1 Основные характеристики дентальных имплантатов с биоактивным покрытием 1.2 Методы комбинирования электроплазменной технологии при напылении биопокрытий имплантатов Перспективные направления совершенствования медико- 1. технических свойств дентальных имплантатов с применением лазерных технологий Выводы 2. Постановка задач и общая методика исследований 3. Теоретические предпосылки к закономерностям процессов рекристаллизации биокерамических плазменных покрытий при лазерном модифицировании 3.1 Моделирование распределения тепловых полей в многослойной системе в зависимости от плотности мощности лазерного излучения 3.2. Полученные результаты моделирования и их анализ Выводы 4. Исследование влияния режимов лазерной ИК-обработки покрытия в водной среде на структуру, морфологию и физико механические свойства 4.1 Методика проведения исследований 4.2 Планирование эксперимента Исследование структурно-фазового состояния покрытий, 4. обработанных лазерным излучением 4.4 Исследование влияния режимов обработки на шероховатость 4.5 Исследование влияния режимов обработки на кристалличность покрытия 4.6 Исследование влияния режимов обработки на прочность сцепления покрытия Выводы 5. Практическая реализация результатов исследований 5.1. Установление режимов лазерной модификации 5.2. Применение технологии лазерной модификации в водной среде для повышения качества плазмонапыленных ГА покрытий на имплантатах Общие выводы по работе Заключение Приложение Список использованных источников ВВЕДЕНИЕ Общей тенденцией развития современного производства является использование новых комплексных технологий обработки материалов. При этом ведущее направление в этой отрасли принадлежит электроплазменному напылению, которое находит широкое применение в различных отраслях производства от вакуумной промышленности до получения пористых биосовместимых покрытий медицинских имплантатов. Сочетание плазменного напыления в определенной последовательности с дополнительным энергетическим воздействием позволяет создавать материалы и покрытия с широким комплексом новых свойств.

В настоящее время достаточно крупной медико-технической, а также социальной проблемой, является восстановление кости, утраченной в результате патологического процесса или травматического повреждения. Для решения проблем исправления дефектов и повреждений костных структур широко используются внутрикостные имплантаты, применяющиеся при зубопротезировании, лечении деформаций и переломов костей черепно лицевого скелета, а также опорно-двигательного аппарата. При конструировании дентальных имплантатов особое внимание уделяется их поверхности, состав и структура которой оказывают большое влияние на взаимодействие биомеханической системы «зубной протез – имплантат костная ткань» [65,77,81,108,109]. Среди внутрикостных дентальных имплантатов широко распространена комбинированная конструкция, включающая металлическую несущую основу с необходимыми биомеханическими качествами, а также керамическое кальций-фосфатное покрытие, обладающее необходимой для успешного приживления биоактивностью.

Совершенствование процессов приживляемости имплантатов с покрытиями характеризует основную задачу имплантологии. Она решается различными путями, среди которых наиболее перспективными являются направления по приближению структурно-фазового состояния и биомеханических свойств покрытия к параметрам костной ткани, а также по снижению воспалительных процессов, возникающих в послеоперационный период. Создание заданных свойств покрытий достигается за счет формирования требуемой морфологической гетерогенности и параметров структуры в объеме и на поверхности покрытия с приданием противовоспалительных свойств покрытию. Кроме того, проведенные исследования показывают высокую степень приживления костных клеток к наноструктурной поверхности биоматериала, что говорит о целесообразности развития и исследования технологий, направленных на формирование в объеме и на поверхности материала биосовместимых наноструктур.

Одним из эффективных решений вопросов получения нового поколения имплантатов является формирование на их поверхности кальций фосфатных покрытий, в частности, гидроксиапатита (ГА) Са10(РО4)6(ОН)2 с использованием комплексной технологии на базе электроплазменного напыления. Особенностями получаемых электроплазменных покрытий является развитая морфология, химический состав, соответствующий минеральной компоненте костной ткани, пористость, высокая прочность сцепления. В научно-исследовательской литературе недостаточно рассмотрен вопрос о результатах высокотемпературного воздействия плазменной струи на физико-химические свойства покрытия и на поступающий в нее порошковый кальций-фосфатный материал. В данных условиях происходит испарение фосфорных и гидроксильных групп вещества с поверхности частиц порошка и частичное их разложение, что может приводить к появлению нежелательных фаз, снижающих уровень биосовместимости покрытия. Использование дополнительного энергетического, в частности, ультразвукового воздействия в определенных условиях способно восстановить стехиометрический состав и придать новые улучшенные свойства покрытию [68]. Особенности лазерного излучения и физики его воздействия на материал позволяют предполагать возможную эффективность данного метода при модифицировании плазмонапыленных биопокрытий. Известно применение лазерного ИК-излучения для модифицирования поверхности различных материалов, однако применительно к плазменным биопокрытиям такие данные практически отсутствуют.

Таким образом, актуальное решение проблемы совершенствования электроплазменных покрытий дентальных имплантатов заключается, прежде всего, в повышении качеств их биосовместимости за счет разработки технологического метода модификации структуры и свойств покрытий лазерным ИК-излучением в водной среде.

Объект исследования: покрытия, сформированные плазменным напылением и модифицированные лазерным ИК-излучением.

Предмет исследования: структурно-фазовое состояние, морфология поверхности, механические свойства.

Цель работы: разработка процесса лазерной модификации электроплазменных биокерамических покрытий на изделиях медико технического назначения в водной среде, обеспечивающего повышение физико-механических свойств, стабилизацию структурно-морфологических и химических характеристик.

Методика исследований В работе использованы основные положения теории электроплазменного напыления и лазерной обработки. Экспериментальные исследования выполнялись с использованием установки электроплазменного напыления ВРЕС 744.3227.001, аппарата пескоструйной обработки «Чайка 20», лазерного технологического комплекса «LRS-50». Моделирование процесса осуществлялось с использованием программы FlexPDE. Свойства покрытий изучались методами рентгенофазового анализа (РФА) на дифрактометре «Xcalibur & Gemini A» (Oxford Diffraction, Poland) с использованием рентгеновской трубки с медным анодом в диапазоне углов о 2: 0 – 80, растровой электронной микроскопии (РЭМ) на приборе «MIRA II LMU» фирмы «TESCAN» с приставкой для энергодисперсионного анализа (ЭДС) «Inca Energy 350», ИК-спектрометрии на приборе «Perkin Elmer Spectrum One», КР-спектрометрии на аппарате «Integra NT-MDT». Измерения структур на РЭМ-изображениях, полученных при микроанализе, производились в интерфейсе программы «Image Pro Plus» версии 3.0.00.

Измерение прочности на разрыв покрытий от основы проводилось на разрывной машине МР-5.

Научная новизна Наиболее важными научными результатами являются следующие:

1. Впервые обозначена проблема разложения ГА материала в процессе плазменного напыления из-за утраты гидроксильных групп в результате высокотемпературного воздействия электрической дуги, а также предложено ее решение, заключающееся в обоснованном способе лазерной модификации ИК-излучением изделия с покрытием в водной среде.

2. Выявлены новые типы структурной организации кальций фосфатных покрытий, характеризуемые повышенной морфологической гетерогенностью и способствующие повышению качеств биосовместимости, обозначенные как чешуйчатые микроструктуры и призматические кристаллы.

3. Установлены закономерности влияния технологических факторов напряжения на лампе накачки активного элемента, длительности лазерного импульса и коэффициента перекрытия пятен облучения на параметры морфологии, шероховатости, кристалличности и прочности сцепления покрытия с металлической основой.

Положения, выносимые на защиту:

1. Модель процесса, базирующаяся на решении дифференциального уравнения теплопроводности и учитывающая перемещение источника облучения по поверхности, его размер и импульсный режим, позволяет установить зависимости распределения температурных полей и скорости охлаждения покрытия от плотности мощности излучения для прогнозирования и контроля процесса лазерной модификации биокерамического покрытия.

2. Использование в процессе лазерной модификации кальций фосфатного покрытия режимов напряжения на лампе накачке U=290 В, длительности импульса =4 мс и коэффициента перекрытия k=15 % обеспечивает повышение степени кристалличности c 30 % до 50 %, увеличение морфологической гетерогенности в 4 раза и увеличение прочности сцепления с 15 МПа до 35 МПа.

3. Лазерная модификация гидроксиапатитового покрытия в водной среде в зависимости от значений плотности мощности излучения из диапазона q=0,53 108 …1,81 108 Вт/м2 обеспечивает формирование новых типов структурной организации, значительно увеличивающих морфологическую гетерогенность поверхности.

Практическая ценность Установленная возможность управления структурно-фазовым состоянием плазмонапыленных кальций-фосфатных покрытий при их дополнительном лазерном ИК-модифицировании в водной среде открывает перспективы для нового направления теоретических и экспериментальных исследований по оптимизации технологии и управления свойствами покрытий.

Построенная модель процесса лазерной обработки, основанная на численном решении дифференциального уравнения теплопроводности в программе позволяет устанавливать степень нагрева, FlexPDE, распределение температурных полей в многослойных системах, рассчитывать критические скорости охлаждения, осуществлять контроль и прогнозирование эксперимента.

Результаты работы могут быть использованы в производстве изделий медицинской техники, в том числе, при изготовлении внутрикостных имплантатов с пористыми плазмонапыленными кальций-фосфатными покрытиями с улучшенными физико-механическими качествами.

Материалы диссертационной работы используются студентами 3, курсов Саратовского государственного технического университета им.

Гагарина Ю.А., обучающихся по направлениям бакалавриата:

«Материаловедение и технология материалов», «Биотехнические системы и технологии», при изучении учебных дисциплин, связанных с технологиями создания покрытий, модифицирования поверхности, формирования наноструктур, а также с производством и применением дентальных имплантатов.

Реализация результатов работы Метод лазерной модификации электроплазменных гидроксиапатитовых покрытий дентальных имплантатов с улучшенными параметрами биоактивности принят к внедрению на производственном участке НПА «Плазма Поволжья». Результаты моделирования процесса лазерной модификации приняты к изучению и освоению на предприятии ООО «Стальтех». Изготовленные образцы покрытий в составе опытной партии проходят проверку на биосовместимость в Институте наноструктур и биосистем «Саратовского государственного университета имени Н.Г.

Чернышевского».

Основные результаты диссертации докладывались:

на 13-й Международной молодежной научной школы по оптике, лазерной физике и биофизике «Проблемы оптической физики и биофотоники» («Saratov Fall Meeting 2009», Саратов, СГУ им. Н.Г.

Чернышевского. 2009);

на Всероссийской научно-практической конференции молодых ученых "Инновации и актуальные проблемы техники и технологий" (Саратов, СГУ им. Н.Г. Чернышевского. 2009);

на «Всероссийской молодежной выставке-конкурс прикладных исследований, изобретений и инноваций» (Саратов, СГУ им. Н.Г.

Чернышевского. 2009);

на XXII Международной научной конференции «Математические методы в технике и технологиях – ММТТ-22» (Саратов, СГТУ. 2010);

на 14-й Международной молодежной научной школы по оптике, лазерной физике и биофизике «Проблемы оптической физики и биофотоники» («Saratov Fall Meeting 2010», Саратов, СГУ им. Н.Г.

Чернышевского. 2010);

на XXIII Международной научной конференции «Математические методы в технике и технологиях – ММТТ-24» (Саратов, СГТУ. 2011);

на 15-й Международной молодежной научной школы по оптике, лазерной физике и биофизике «Проблемы оптической физики и биофотоники» («Saratov Fall Meeting 2011», Саратов, СГУ им. Н.Г.

Чернышевского. 2011);

на Всероссийской молодежной научной конференции VI «Микромеханизмы пластичности, разрушения и сопутствующих явлений»

(Тольятти 26.09.2013 - 01.10.2011 года);

на Международной школе «Физическое материаловедение»

V (Тольятти 26.09.2013 - 01.10.2011 года).

Результаты отражены при выполнении НИОКР по проекту «У.М.Н.И.К.» (гос.контракт №23 от и гос.контракт 01.07. № 11020р/17111 от 31.08.2012 по теме: «Разработка технологии получения микро-, наноструктурных биокерамических покрытий методом плазменного напыления с дополнительной лазерной обработкой»

Публикации. По теме диссертации опубликовано 21 научная работа, в том числе 5 работ в журнале из списка, рекомендованного ВАК, 16 работ в сборниках трудов или других изданиях.

Глава 1. Современное состояние вопроса совершенствования качеств биосовместимости покрытий на дентальных имплантатах Существует ряд технологий, используемых для формирования биосовместимых покрытий на изделиях медико-технического назначения. В основе большинства таких способов лежат специальные физические или химические процессы, применение которых для изготовления внутрикостных имплантатов затруднено как по технико-экономическим причинам, так и в связи с необходимостью сохранения стерильности изделий. Одним из наиболее технологичных методов, позволяющих создавать покрытия практически из любых материалов с заданными свойствами, является электроплазменное напыление.

Модификация плазменных покрытий лазерным импульсным излучением позволяет получать новый класс материалов с широким комплексом физико механических характеристик, в том числе создавать покрытия с требуемыми показателями пористости, прочности сцепления, структурно-фазового состояния, а так же морфологической гетерогенности. Основная сложность заключается в установлении диапазона варьируемых режимов с учетом длительности и энергетической формы лазерного импульса, плотности мощности, частоты, коэффициента перекрытия пятен облучения, уровня фокусировки.

Для заданного функционирования имплантатов в биосреде их конструкция и материалы должны отвечать специальным требованиям, связанным с условиями применения имплантатов. Многими исследованиями установлено, что технологическая и клиническая эффективность применения имплантатов для лечения больных во многом определяется свойствами используемых материалов в сочетании с биологическими факторами, к которым предъявляются комплексные требования [3,7,13]:

- медико-биологические, в том числе состояние слизистой полости рта, анатомо-физиологические особенности челюстей и состояния основных органов и систем организма, - биологической совместимости поверхностного слоя имплантата, определяемой процессами его взаимодействия с окружающей биологической средой без возникновения воспалительных реакций и связанной с высокой коррозионной стойкостью, отсутствием токсичности и канцерогенности;

механической совместимости имплантата, не вызывающей в имплантате и окружающей биологической среде чрезмерных внутренних напряжений, и характеризуемой повышенной износостойкостью, максимальной площадью контакта поверхности имплантата с биотканями, имеющей определенную пористую структуру, другими конструктивными и физико-механическими особенностями имплантатов.

Совершенствование технологии получения на поверхности имплантата покрытий с высокими биомеханическими свойствами может стать оптимальным вариантом решения задачи по повышению эффективности и долговечности функционирования дентальных имплантатов и будет способствовать созданию перспективных имплантатов нового поколения.

1.1 Основные характеристики дентальных имплантатов с биоактивным покрытием Дентальная имплантология представляет особую область имплантационной хирургии, посвященную исправлению дефектов, а также лечению повреждений зубных рядов с помощью установки искусственных корней зубов – имплантатов.

Важным фактором в повышении срока службы и качества функционирования внутрикостных имплантатов является обоснованный выбор материалов и типа конструкции в зависимости от определенной клинической задачи. Внутрикостные имплантаты изготавливаются из биосовместимых материалов, обладающих способностью формирования костной ткани на поверхности и создания условий, обеспечивающих адекватное распределение функциональной нагрузки на окружающие биоткани. Биосовместимые материалы имеют небиологическое происхождение и применяются в медицине для заданного взаимодействия с биологической средой. При этом важными факторами, обеспечивающими повышение уровня интеграции имплантата в костной ткани, являются увеличение площади их контакта и повышение качеств биосовместимости поверхности имплантата [1,7,13,94,131].

Используемые при изготовлении имплантатов материалы должны обладать необходимыми биологическими, физико-химическими, механическими и технологическими свойствами для обеспечения возможности применения рациональных технологий изготовления имплантатов, придания заданного характера их взаимодействия с биосредой и повышенного срока функционирования [7,131]. Наиболее важными критериями выбора материалов являются высокие физико-химические и механические свойства, при этом конструкция имплантата должна обладать определенным комплексом геометрических и биомеханических характеристик [7,83].

В качестве имплантационных материалов, отвечающих критериям биосовместимости, в основном, применяют металлы, испытывающие основную функциональную нагрузку, и кальций-фосфатную керамику, создающую необходимое взаимодействие с костной тканью [7,18,34,48,136,138,139].

Дентальные имплантаты функционируют в сложных условиях окружающей биосреды, при этом внекостная часть - супраструктура с зубным протезом испытывает биохимическое влияние среды ротовой полости, а внутрикостная часть подвергается воздействию биосреды костной ткани [5,139]. Наибольшую эффективность обеспечивают металлические конструкции имплантатов, однако при этом они подвергаются действию электрохимической коррозии. По структурному состоянию имплантаты подразделяются на компактные металлические, неметаллические и композиционные, а также покрытия имплантатов однослойные, многослойные, либо композиционные [21,34]. По характеру взаимодействия с биологической средой биосовместимые материалы разделяются на биотолерантные, биоинертные и биоактивные [7,34,83].

Биотолерантные материалы не обеспечивают необходимого образования физико-химической связи между поверхностью имплантата и костным матриксом, что приводит к формированию малопрочной соединительно-тканной фиброзной капсулы вокруг имплантата. Из-за этого в настоящее время биотолерантные материалы применяются лишь в узкоспециальных целях, например, в виде временного имплантата [7,34]. К ним относятся нержавеющие стали, кобальтохромовые сплавы, серебряно палладиевые сплавы, а так же биологически стабильные, не подвергающиеся гидролизу и не обладающие выраженными токсическими и канцерогенными свойствами полимеры, такие как полиэтилен и полиэтилентерафталат [7,10,21].

Биоинертные материалы характеризуются тем, что их поверхность способна обеспечить физико-химическую связь с костным матриксом, но при этом они практически не включаются в метаболизм костной ткани и не вызывают иммунных реакций на чужеродное тело. К таким материалам относятся титан, никелид титана, тантал, цирконий, золото, корундовая керамика, стеклоуглерод, полиметилметакрилат, политетрафторэтилен [50,64,83,89,100,108].

Биоактивные материалы включаются в ионный обмен и метаболизм костного матрикса и частично или полностью замещаются костной тканью в процессе её регенерации. Они обладают химическим сродством с минеральной составляющей костной ткани, их характерной особенностью является полная либо частичная резорбция со временем и замещение костной тканью [7,22,145,193,202,216]. Важное значение для биоактивности таких материалов имеет пористость, способствующая прорастанию костной ткани в структуру материала имплантата, обеспечивающая прочную фиксацию в кости. Биоактивными материалами являются кальций-фосфатные соединения, такие как гидроксиапатит, фторапатит, трикальцийфосфат, сульфат кальция, углеродная биокерамика, а так же биостекла и материалы на основе некоторых высокомолекулярных полимеров [166,182].

Важнейшие технологические характеристики биоматериалов, среди которых литейные качества, ковкость, свариваемость, обрабатываемость резанием играют существенную роль при выборе материалов и конструктивных параметров изготовляемых имплантатов.

Разновидности конструкции внутрикостных дентальных имплантатов разделяются по конструктивно-функциональным и физико-механическим признакам. По форме внутрикостной части имплантаты могут иметь вид тел вращения, пластин, а также комбинированную форму По [21,53].

конструктивному исполнению имплантаты делятся на неразборные и разборные, отличающиеся наличием дополнительных элементов, использование которых позволяет приблизить имплантат по форме и биомеханике к естественному зубу [42,132]. Вид имплантата подбирается под определенный тип кости, а также под определенную клиническую задачу.

Например, имплантация может проводиться в условиях одно- или двухэтапной методики, в зависимости от вида протезирования с применением съемных, условно съемных, несъемных и комбинированных протезов. Наибольшее применение получили эндооссальные имплантаты, имеющие внутрикостную часть, шейку и головку супраструктуры. Они позволяют получать наилучшие результаты имплантации на различных участках зубных рядов при удовлетворительном состоянии альвеолярного отростка.

Размеры и форма используемых дентальных имплантатов связаны с фенотипическими особенностями строения челюстей человека, ограничиваются прочностными и технологическими возможностями создания конструкций имплантатов. Для цилиндрических конструкций пределы диаметра внутрикостной части обычно составляют 2...6 мм, а пределы ее длины - 6...25 мм. Пластинчатые имплантаты обычно имеют толщину внутрикостной пластины от 1 до 2 мм при значениях высоты 5... мм, ширины - 6...28 мм [132].

По структуре материала внутрикостной части имплантаты делятся на беспористые, пористые и комбинированные, сочетающие в себе достоинства двух типов конструкции. Последние характеризуются высокой прочностью компактного беспористого материала и улучшенными показателями биоактивности пористого покрытия, контактирующего с костью и обеспечивающего высокую остеоинтеграцию. Этим обеспечивается лучшая стабильность имплантата при восприятии жевательных нагрузок. Большое влияние на долговечность имплантатов комбинированной конструкции помимо биосовместимых оказывают физико-механические свойства материалов, адгезия и когезия покрытия, его пористость, шероховатость, толщина и структурно-фазовое состояние [5,102].

Долговечность имплантатов характеризует его способность к нормальному функционированию в течение определенного периода без воспалительных осложнений окружающих биотканей. Анализ вопроса повышения долговечности современных зарубежных и отечественных дентальных имплантатов показывает, что наибольшую эффективность функционирования обеспечивают цилиндрические конструкции имплантатов с биоактивной поверхностью и применением двухэтапной имплантации [18,48,51,56,108].

Форма поверхности имплантата должна равномерно передавать на костную ткань давление, возникающее при жевательных нагрузках.

Необходимо учитывать те силы в зоне контакта имплантата с костью, которые удерживают его после заживления и репаративного остеогенеза. Ис следования показали, что преобладание фиброзных, либо костных структур в зоне контакта с имплантатом в значительной мере обусловлено характером первичного контакта, которой определяется величиной установочного натяга.

Оптимальный натяг в зоне контакта должен составлять 0,09...0,14 мм, что определяется диаметром костного ложа, имплантата и прочностью покрытия [94].

Механические свойства материала, из которого изготовляется имплантат, связаны с передачей жевательных циклических нагрузок от зубного протеза и супраструктуры. Интенсивная нагрузка на имплантат, возникающая при функционировании зубочелюстного аппарата, представляет собой совокупность разнонаправленных сил, среди которых действуют знакопеременные нормальные, тангенциальные и изгибающие силы [21,53,61,109].

Для исключения опасности механического разрушения биотехнической системы «протез-имплантат-кость» деформации при функционировании должны иметь упругий характер. Циклические жевательные усилия величиной до 400 Н с частотой около 1-2 Гц определяют повышенные требования к их усталостной прочности, так как имплантат должен функционировать, не разрушаясь, в течение продолжительного времени.

Неметаллические биосовместимые материалы, такие как алюмооксидная керамика, гидроксиапатитовая керамика, биоситаллы и биостекла обладают невысокими механическими характеристиками прочности, выносливости, трещиностойкости [18,21,109]. С параметрами прочности и пластичности связана твердость материала, при этом для функционирования имплантатов, контактирующими с костной тканью, необходимо сочетание высокой твердости и пониженной пластичности [83].

Каждый тип имплантационных биоматериалов используется в определенных клинических ситуациях, однако в дентальной имплантологии должны применяться только те материалы, которые имеют комплекс наилучших биомеханических свойств, например, такие как титан и сплавы на его основе. Это связано с высокой способностью титана воспринимать значительные циклические нагрузки, а также с его повышенной коррозионной стойкостью. Наибольшее распространение имеют комбинированные конструкции имплантатов, имеющих титановую основу, пористое титановое электроплазменное покрытие в качестве подслоя, обладающего повышенной морфологической гетерогенностью [4,39,42,47]. В связи с тем, что металлы не обладают способностью к интеграции костной ткани с материалом имплантата, то на поверхности титанового подслоя создается электроплазменное биоактивное покрытие. При этом клинически апробированным, наиболее высокотехнологичным и перспективным является напыление гидроксиапатита (ГА) в качестве биоактивного покрытия титановых имплантатов с титановым подслоем [7,106,131].

Прочность сцепления является одним из главных параметров любых покрытий, характеризующим прочное и надежное сцепление частиц покрытия с поверхностью основы. Характер этого взаимодействия имеет физико-химическую природу, поскольку для того, чтобы частица прочно прикрепилась к основе, необходимо обеспечить не только ее первичное механическое зацепление, но и активацию межатомных сил [1,27,78,132].

Очистка поверхности и увеличение площади сцепления частицы с основой за счет абразивно-струйной обработки позволяют значительно повысить величину адгезии.

Пористость является необходимым параметром биосовместимых по крытий. В клинических экспериментах установлено, что большей эффективностью обладает пористый гидроксиапатит по сравнению с плотным вследствие увеличения общей площади частиц за счет усиления сорбционной способности [47,78,199,207]. Пористость влияет как на прорастание костной ткани, так и на ее резорбцию. В зависимости от особенностей костной ткани применяются имплантаты с определенным значением пористости и распределением пор по размерам в покрытии [29,150,161]. Проведенные исследования показывают, что при малой пористости, равной 20 %, на ГА наблюдается усиленная пролиферация и сниженная дифференциация клеток, в то же время на высокопористом ГА 60% клеточная популяция становится меньше, но активность щелочной фосфатазы возрастает [155]. Открытая пористость имеет особое значение, так как обеспечивает прорастание костной ткани в объем покрытия имплантата [5,18,49,213]. К тому же известна зависимость скорости остеоинтеграции от плотности пористого ГА в функции связности пор. [165] Закрытая пористость в покрытии создает демпфирование жевательных нагрузок и предотвращает опасность разрушения окружающих костных тканей.

Прорастание костных тканей в поры покрытия имплантата обеспечивает лучшую фиксацию при дополнительном упрочняющем эффекте. Вместе с тем, суммарная пористость придает плавное снижение механических свойств от компактной основы имплантата к пористым структурам покрытия и губчатой кости [142].

Шероховатость биопокрытий обеспечивает увеличение площади их контакта с костной тканью. Имеющийся опыт применения дентальных имплантатов показал, что конструкции с геометрически развитой шероховатой биоактивной поверхностью обладают наиболее высокими остеоинтеграционными качествами [34,131]. Помимо первичного натяга имплантата в костном ложе для его наилучшего сцепления необходимо создавать определенные параметры Ra, Rz, Rmax и Sm.

Морфология поверхности плазмонапыленных покрытий характеризуется количеством и размером структурных элементов, измеряемым нано- и микрометровом масштабах. Вместе с тем, морфология покрытий определяется видом напыляемого материала и технологией процесса [23,47,88]. Известно, что выраженное наноструктурное состояние поверхности обеспечивает повышенные качества биоактивности [210].

Толщина покрытия напрямую связана с остаточными внутренними напряжениями, поэтому она определяется условиями получения требуемой прочности сцепления и протекания остеоинтеграции [25,34,38,51]. Для титанового покрытия оптимальной считается толщина до 100 мкм, а для пористых покрытий из ГА рекомендуются значения в интервале 30...150 мкм и значения порядка 0,5...10 мкм для плотных покрытий [44,149,171].

Структурно-фазовое состояние оказывает значительное влияние на биосовместимость покрытия, при этом для большинства внутрикостных имплантатов наилучшим является наличие в покрытии фазы ГА со степенью кристалличности не менее 75 % [119]. Как установлено, большинству термических способов нанесения покрытий свойственно снижение степени его кристалличности и изменение фазового состава. На фазовый состав биокерамического покрытия значительное влияние оказывает соотношение химических элементов кальция и фосфора Са и Р в материале и температура, определяющееся технологическими параметрами процесса его формирования [3].

Соотношение Са/Р является важным показателем стехиометричности ГА керамики соответствующей расчетной величине 1,67 и обуславливающей ее биоактивные качества. Известно, что в костных тканях эта величина может изменяться в пределах от 1,37 до 1,77 и более [154,163]. Но многие исследования указывают, что превышение величины выше 1,7 приводит к появлению менее желательных кальций-фосфатных в покрытии, таких как дикальцийфосфат, ТТКФ и других, что вызывает непредсказуемые скорости растворения.

Проведенный обзор показывает, что рекомендуемые значения характеристик пористых ГА покрытий включают шероховатость Ra=10 мкм, величину пористости на уровне 30...45 % при толщине покрытия 35…100 мкм, а для титанового подслоя- пористость 5...7 % при толщине 5...10 мкм [132].

Общий характер приживления имплантата зависит от степени инте грации между костью и поверхностью имплантата, а также от качеств его поверхности, в связи с чем, многие разработки посвящены решению задач физико-механических способов модификации поверхности имплантатов.

1.2 Методы комбинирования электроплазменной технологии при напылении биопокрытий имплантатов Необходимая функциональная надежность имплантата в кости обеспечивается сочетанием его биологической и механической совместимости. Она достигается использованием комбинированной конструкции, представляющей собой биоинертную металлическую основу с модифицированной поверхностью, свойства которой могут сильно отличаться от свойств основного материала. Под модификацией следует понимать обработку поверхностных слоев материала воздействием концентрированного потока энергии (КПЭ), либо нанесением микро- или наноструктурного покрытия из биосовместимого материала. Модификация поверхности проводится различными электрофизическими или физико химическими методами [42,41,47,89].

В этих условиях наибольшее значение имеют качества поверхностного слоя имплантата или его покрытия, поскольку они непосредственно контактирует с окружающими тканями. Получаемые показатели качества покрытия определяются выбором, как материала, так и технологического метода его создания. Следует отметить, что для необходимого постепенного перехода свойств от основы к поверхности должна быть обеспечена изменяющаяся градиентная структура, например, созданием промежуточного переходного подслоя [44,45,56,65,84]. Исходным материалом для большинства биоактивных покрытий является кальций-фосфатная керамика, в качестве которой обычно используют гидроксиапатит Са10(РО4)6(ОН)2.

Формирование биопокрытий осуществляется разными методами, среди которых распространенными являются варианты газотермической технологии. Прочностные свойства покрытия при газотермическом напылении в определенной степени зависят от вида напыления и возрастают в следующей последовательности: электродуговая металлизация, газопламенное напыление, электроплазменное и детонационное напыление [115]. Электроплазменное напыление, использующее низкотемпературную плазму, осуществляется путем нагрева, плавления и распыления исходного материала плазменной струей с образованием потока частиц, направленного на поверхность изделия и формирующего покрытие [76,96].

Технологическим инструментом электроплазменного напыления является электродуговой плазмотрон, мощность которого составляет 15...50 кВт. Наиболее рациональное воздействие на параметры процесса напыления обеспечивается изменением силы тока от 200 до 600 А и напряжения в пределах 20...100 В, при этом температура сформированной струи в различных ее зонах может составлять 2·103…15·103 К, а скорость истечения струи в зависимости от режима может изменяться от 200 до 2000 м/с [35,57]. В качестве плазмообразующего газа часто используют аргон, гелий, азот, смесь аргона и азота или воздух [6,21,25,58,76,106,206].

Материал напыляемого покрытия в виде порошка или прутка может подаваться в различные зоны плазменной струи в зависимости от вида и размерности порошка или прутка, а также требований, предъявляемых к структурно-фазовому состоянию покрытия. Размерность порошков оказывает значительное влияние на их плавление и распыление в потоке, на структурные характеристики и свойства получаемого покрытия. В соответствии с требованиями к данным параметрам дисперсность биопорошков выбирается в диапазоне размеров от 5 до 100 мкм.

[7,12,20,26,80,152,201].

Наибольшее количество кристаллической фазы сохраняется при напылении порошков крупных фракций, что показывают экспериментальные исследования и компьютерные расчеты [131,152]. При напылении биокерамических материалов, таких как гидроксиапатит, в покрытии происходят значительные структурно-фазовые превращения, которые значительно влияют на его биоактивные свойства. В процессе взаимодействия разнородных расплавленной частицы и основы скорость охлаждения достигает величин порядка 105…1,5·106 К/с и более [189,190].

При таких скоростях охлаждения материал частицы практически мгновенно затвердевает, не успевая кристаллизоваться, что приводит к аморфизации и последующим непредсказуемым скоростям процессов резорбции покрытия.

Транспортирующий газ, обеспечивающий подачу порошка в плазменную струю, не должен оказывать химического воздействия на порошок, для этого, как правило, используется плазмообразующий газ при его расходе 1...4 л/мин [12,21,25].

Дистанция напыления определяет величину прогрева частиц и их скорость, а также температурное воздействие на поверхность основы. В зависимости от требований к свойствам покрытия, характерные значения дистанции напыления могут составлять 60...150 мм [125,132]. Равномерность параметров получаемого покрытия определяется характером перемещения плазмотрона и изделия относительно друг друга. Скорость перемещения пятна напыления плазмотрона может изменяться от 150 до 800 мм/мин.

Формирование покрытия и межфазной границы из расплавленных и частично расплавленных частиц сопровождается рядом явлений:

образованием границ нового состава, содержащего оксиды, нитриды и другие соединения;

образованием пористой микроструктуры;

изменением структурно-фазового состояния материала частицы аморфизацией c вследствие высоких скоростей охлаждения;

возникновением напряжений, приводящих к появлению трещин в покрытии [190]. Значительные напряжения, возникающие в покрытии и поверхностных слоях основы, могут привести к распространению трещин в покрытии и, как следствие, к его отслаиванию.

Характерной чертой формирования ГА покрытий большинством методов, в том числе газотермических, является наличие высокой доли в покрытии аморфной фазы и биорезобируемых составляющих, таких как СаО, монокальцийфосфат (МКФ), дикальцийфосфат (ДКФ), тетракальцйфосфат (ТТКФ) и др. Этих фаз не должно быть больше определенного предела, так как их наличие приводит к ускоренной резорбции покрытия, из-за чего снижается его остеоинтеграция и появляется опасность отторжения имплантата. Скорость резорбции составляющих фаз покрытия ГА в биожидкостях, представляет возрастающую последовательность: ГА ТКФОГА-ТКФСаОТФ аморфный фосфат кальция (АФК) [46,119].

К другим известным методам нанесения биокерамических кальций фосфатных покрытий на имплантаты относятся вакуумно-конденсационные способы ионно-лучевого, электронно-лучевого, импульсного лазерного и магнетронного распыления, электрохимического и электростатического осаждения, микродугового оксидирования поверхности металлического имплантата с образованием оксидной пленки, содержащей в основном добавки кальция и фосфора;

эмалирование поверхности имплантата, применение биоактивных цементов, содержащих частицы биостекла, электрофорез, золь-гелевый метод, гидротермальный метод и некоторые другие менее распространенные методы [48,85,143,144,147,164,167,171,186, 198,206,217].

Перечисленные методы получения ГА покрытий различаются производительностью, стоимостью, качеством получаемого материала. В основе большинства из них лежит перспективный путь повышения качества дентальных имплантатов за счет формирования в объеме и на поверхности покрытий субмикронных и наноразмерных структур, соответствующих по размерам, форме и свойствам аналогичным образованиям костной ткани [104,130,137,148]. Этим обеспечивается создание наиболее благоприятного взаимодействия напыляемого материала имплантата и биологических структур на молекулярном и наноразмерном уровне.

Современный этап развития плазменного напыления характеризуется совершенствованием технологии получения покрытий и комбинированием плазменного напыления с другими технологическими приемами для обеспечения возможности управления свойствами покрытий при их нанесении либо путем их дальнейшей обработки. Разработаны способы совмещения в единый процесс с ультразвуковым воздействием или с последующим микродуговым оксидированием получаемого покрытия [47].

Другим вариантом комбинирования является сочетание в одном процессе нанесения покрытия с очисткой поверхности. Комбинирование плазменного напыления для получения улучшенных биопокрытий имплантатов обусловлено характерными особенностями и достоинствами метода [13,23,51]:

-высокие значения коэффициента использования материала;

-широкая номенклатура напыляемых материалов, в том числе тугоплавких, на различные материалы основы;

-простота автоматизации и механизации процесса напыления;

-возможность напыления в камере с контролируемой газовой средой и широким диапазоном регулирования ее давления и состава;

-большое число регулируемых параметров режима напыления;

-невысокая технологическая себестоимость получаемых покрытий;

-возможность создания пористой структуры покрытия при достаточной прочности сцепления;

сочетания плазменной очистки, активирования -возможность поверхности основы, отжига и напыления в одном технологическом процессе;

В тоже время, получаемые покрытия обладают некоторыми недостатками, среди которых трудность сохранения химического состава исходного напыляемого материала, недостаточная адгезия и повышенные внутренние напряжения в покрытии. В процессе движения от места ввода в плазменную струю и до контакта с основой частицы порошка испытывают действие различных гидродинамических и теплофизических факторов.

Находясь в нагретом или расплавленном состоянии, они вступают во взаимодействие с газами, присутствующими в технологической камере напыления. Вследствие этого структурно-фазовое состояние покрытия может сильно изменяться. На данной стадии проходит несколько механизмов взаимодействия [66,78]:

- адсорбция газа частицей;

- химическое взаимодействие с образованием оксидов и других соединений;

- растворение газов в жидкой фазе частиц;

диффузионные процессы и механическое смешивание продуктов поверхностного взаимодействия с объемом частицы конвективными потоками.

Введение в процесс напыления дополнительного технологического фактора, в частности, дополнительного источника энергии, должно быть обосновано конкретными задачами по нивелированию недостатков и повышению качеств биоактивности покрытия. Такими задачами являются:

восстановление стехиометрической структуры ГА и фазового состава в покрытии, формирование нанокристаллической структуры, повышение морфологической гетерогенности, увеличение механических характеристик.

Стоит отметить, что необходимым условием технологий создания покрытий является предварительная подготовка и активация поверхности основы с выполнением ряда условий, среди которых очистка с удалением адсорбированных газов, влаги, органических и оксидных пленок, а также создание определенного микрорельефа поверхности [13,58,82,106]. Все известные методы очистки можно разделить на две группы: методы предварительной очистки и методы вакуумной очистки.

Среди предварительных методов очистки металлических поверхностей под напыление биопокрытий наибольшее распространение получила абразивно-струйная обработка. Она сопровождается удалением с поверхности основы различных загрязнений, оксидных пленок и форми рованием морфологически гетерогенного микрорельефа напыляемой поверхности. Формируемые углубления имеют различную форму, обеспечивая клиновидный или якорный механизмы зацепления частиц с основой. [1,11,71,108]. Основным несущественным недостатком, характерным для большинства методов очистки, является необходимость последующей промывки в спирте или ультразвуковой ванне для удаления частиц и осколков абразива.

Также для обработки имплантатов из Ti и его сплавов используют травление в кислотах смесью азотной и плавиковой кислот, что обеспечивает очистку и повышает шероховатость их поверхности [201]. Основными недостатками являются сложность и вредность технологии, а также необходимость последующей промывки материала.

При напылении покрытий в определенной степени высокой эффективностью обладают вакуумные методы очистки благодаря использованию одной технологической камеры. Разработаны научные основы, технология и автоматизированное оборудование, позволяющие совмещать в одном цикле обработку поверхности газоразрядной плазмой и напыление покрытий [114]. При этом процессы активации поверхности и плазменного напыления совмещаются в одном вакуумном объеме, в результате чего исключается влияние активных газов практически на всех этапах технологического цикла напыления. При очистке в плазме тлеющего разряда появляется опасность его перехода в дуговой, что в процессе может происходить за счет неравномерности распределения оксидов или загрязнений на поверхности [82]. Плазменное напыление, совмещенное с электроискровой очисткой основы, характеризуется частичным удалением оксидных пленок, а распределение очищенных от оксидов участков носит случайный характер [87,106]. Сам процесс требует наличия специальной насадки, являющейся электродом, что повышает вероятность загрязнения поверхности основы его материалом и привести к образованию контактной пары в биожидкостях организма, токсического и канцерогенного воздействий.

Высокой производительностью обладает вакуумная очистка за счет ионного травления, например в атмосфере аргона [105,114]. Полнота очистки поверхности зависит от степени разряжения, величины высокого напряжения, плотности ионного тока металла, общей площади деталей и их конфигурации. Основным недостатком данной технологии является необходимость унифицирования камеры напыления, что затрудняет и делает экономически неэффективной при реализации на производстве.

Значительной многогранностью обладают ультразвуковые колебания в качестве дополнительного технологического режима. Так, наложение механических колебаний на изделие в процессе напыления обеспечивает снижение напряжений I и II рода с соответствующим повышением адгезии, а так же увеличением пластичности. Изделие подвергается вибрационному нагружению на частотах, равных или близких к собственной частоте системы «деталь – вибратор» [20,76,106]. Ультразвуковое воздействие в технологии напыления биосовместимых покрытий применяется в сочетании с химическим травлением, что обеспечивает растекание расплавленной частицы по поверхности основы, очищенной от загрязнений и создает улучшение ее смачивания [39,52,68,90]. Важной задачей данного метода является правильный подбор энергии УЗ колебаний и состава электролита травления. Для титана оптимальными параметрами УЗ поля и состава электролита являются следующие: частота УЗ колебаний – 20 кГц, удельная мощность УЗ поля – 9,6 Вт/см2, состав электролита 1М HF и 2М HN03, продолжительность УЗ химического травления – 5 мин.

Воздействуя сфокусированным ультразвуковым полем высокой мощности непосредственно на плазменный поток, теоретически возможно производить диспергирование расплавленных частиц до определенного субмикрометрового размера. Для этого необходимо создание особых условий пролета частиц через зону пучности мощного УЗ поля [19,39,198].

Нестабильность истечения струи при плазменном напылении, например биокерамических покрытий, может приводить к перегреву и отбраковки основы из-за необходимости продления времени напыления.

Разработаны методы охлаждения формирующегося покрытия сжатым воздухом. Однако недостаточная эффективность воздушного охлаждения обусловила необходимость поиска иных способов – охлаждение водой, углекислым газом и аргоном [37]. При углекислотном охлаждении значительно снижаются остаточные напряжения I рода. В целом эти способы подходят не для всех материалов и кроме того они противоречат теоретическим условиям повышения адгезии. Это связано с уменьшением контактной температуры и значительным градиентом температур, снижающих прочность сцепления [57,58,106].

Определяющей величиной силы сцепления отдельной частицы с по крытием является контактная температура, которая зависит как от температуры частицы в момент контакта и степени ее проплавления, так и температуры основы [98]. Вместе с тем, даже перегретая частица не может сообщить основе такое количество теплоты, которое могло бы привести значение контактной температуры в область температур выше точки плавления основы из-за малого объема частицы и быстрого отвода тепла вглубь изделия. В связи с этим для повышения адгезии возможно осуществлять напыление на подогретую основу. Разработана технология плазменного напыления с термической активацией напыляемой поверхности с помощью индукционного устройства, которая позволяет значительно улучшить формирование структурно-фазового состояния биосовместимых покрытий, повысить их физико-механические свойства и эффективность функционирования имплантатов [119].

Термическая активация основы может значительно повысить значение адгезии, способствуя развитию диффузионных процессов [44,118].

Недостатком существующих методов является то, что подогрев основы обладает инерционностью, вследствие чего возможен перегрев основы с поглощением из атмосферы различных газов при образовании нежелательных оксидов, нитридов, карбидов, придающих хрупкость и повышающих уровень внутренних напряжений 1 и 2 рода [12,44].

Следствием перегрева являются также тепловые деформации имплантата, вызывающие отклонение его размеров и формы от допустимых значений.

При рассмотрении комбинированных методов формирования биопокрытий стоит выделить способы последующей модификации биоматериала для усиления биологических качеств [218]. В этом случае возможно использовать имеющиеся разработки для компактных материалов.


Например, известно, что модификация биоактивной керамики ионными пучками повышает ее биоинтеграцию, что связано с ускорением высвобождения ионов кальция или фосфора с поверхности покрытия [91].

Относительно новое направление получают покрытия, выполняющие лечебную функцию [134]. Чаще всего, их создают для профилактики инфекционных осложнений [41,214]. В качестве бактерицидных элементов, как правило, используют серебро и медь, которые внедряют в пористое покрытие различными методами [41], в том числе методом пропитки структуры лекарственным средством, содержащим эти вещества [214].

Лекарство является также антибиотиком и препаратом, оказывающим химиотерапевтический эффект при лечении онкологических больных [9].

Известно, что гидроксиапатит, обогащенный серебром в концентрации от 0, до 2,0 вес. %, проявляет выраженные остеокондуктивные свойства и может быть использован в клинических условиях для пластики инфицированных костных полостей [33].

Необходимость термообработки плазменных покрытий из ГА связана с влиянием на его физико-химические свойства высокотемпературной плазменной струи при прохождении через нее порошка. Как выше было отмечено, в процессе плавления происходит частичное разложение ГА, испарение структурной воды и фосфорных групп с поверхности частиц порошка, что приводит к появлению нежелательных фаз оксида кальция СаО, ТКФ и аморфного фосфата кальция (АФК), снижающих уровень биосовместимости.

Дополнительная термообработка плазменных покрытий позволяет осуществлять перевод аморфной кальций фосфатной фазы в кристаллическую ГА. При печном отжиге аморфная фаза переходит ГА в кристаллическую при температурах 873...903 К. При анализе термообработанных слоев ГА, расположенных на границе с титановой подложкой, дополнительно фиксируется оксид титана (TiO2) и некоторое количество СaTiO3 [172]. Отжиг покрытия ГА при 873 К повышает его устойчивость резорбции в условиях in vivo в течение 3 месяцев в организме животного, что связано с повышением доли кристаллической фазы [172]. А для тонких покрытий предлагается отжиг при 550 К в атмосфере аргона с 5 %-ной добавкой водорода [97].

Превышение температуры выше 900 К оказывает значительное влияние на соотношение Са/Р в нем. Для образца с исходным отношением Са/Р = 1,57 после термообработки при 1173 К состав включает 62 % -ТКФ и 38 % ГА. С повышением температуры до 1273 К содержание ГА увеличивается до 47 %, а -ТКФ уменьшается до 53 %. При 1373 К основной фазой является ГА (61 %), а после термообработки при температуре 1473 К появляется -ТКФ. Вместе с тем установлено, что плотность и прочность при изгибе ГА-керамики, спеченной на воздухе в течение 4 ч, увеличивается с ростом температуры спекания, достигая максимума при 1423 К, и уменьшается при дальнейшем увеличении температуры, из-за разложения ГА на ТКФ и тетракальцийфосфат [208].

Лазерная модификация плазменных покрытий, обеспечивая локальный нагрев, обладает существенными преимуществами перед печным нагревом, благодаря особенностям лазерного излучения [152,196]. Следует отметить, что лазерная обработка плазменных покрытий эффективна при создании градиента пористости покрытий с ее увеличением к основе [59]. Изменяя дисперсность порошка, можно управлять распределением пор по форме и размерам, а использую дополнительную дозированную термическую обработку с оплавлением сформированных покрытий, возможно изменять пористость по глубине [60]. Для биопокрытий имплантатов оплавление поверхностного слоя негативно влияет на биоактивность, так как происходит снижение шероховатости, морфологической гетерогенности и общей физической площади контакта.

Лазерная модификация биопокрытий осуществляется на твердотельных YAG-лазерах импульсным излучением ИК с длительностью импульсов =1…100 мс с энергией Е=1…5 Дж. Изменяя время и энергию воздействия лазерного импульса, можно реализовать определенный температурный режим воздействия. Данная обработка повышает кристалличность в ГА покрытии за счет перекристаллизации аморфной фазы, а значит повышает его стойкость к ранней резорбции в кости. В результате лазерного воздействия происходит изменение поверхностного слоя покрытия с образованием наноструктур, повышающих остеоинтеграцию [73].

Недостатком такой технологии является неизбежное испарение гидроксильных групп и фосфора с поверхности. В этих условиях повышение кристаллической фазы не всегда будет связано с преобразованием аморфной кальций фосфатной фазы именно в ГА, может происходить кристаллизация в побочные фазы или в СаО. Кроме того, в покрытиях отмечается появление трещин вследствие увеличения внутренних напряжений.

Анализ процессов образования электроплазменных биосовместимых покрытий и теоретические закономерности влияния гидротермических условий на их структурно-фазовое состояние позволил высказать рабочую гипотезу о возможности эффективного улучшения структурных параметров и физико-механических свойств электроплазменных покрытий за счет применения регулируемой лазерной модификации изделий с покрытиями, размещенными в водной среде.

Основными задачами

разработки такого процесса является выбор таких технологических режимов лазерной обработки плазменных ГА покрытий, при которых:

1) повысится содержание кристаллической фазы при сохранении оптимальной пористости;

2) создадутся условия минимального оплавления с сохранением необходимой пористости и шероховатости для прорастания костной ткани;

3) будут сформированы поверхностная и кристаллическая структура субмикронного или нанометрового диапазона, что повысит биоактивность покрытия.

Данная гипотеза базируется на нескольких основных положениях.

1. Электроплазменные биоактивные покрытия дентальных имплантатов обладают недостаточным уровнем структурных и физико механических свойств, что сдерживает рост эффективности функционирования имплантатов и дальнейшее расширение применения дентальной имплантации.

2. Свойства биосовместимости электроплазменных покрытий в значительной степени зависят от их конечного структурно-фазового состояния и морфологической гетерогенности поверхности.

3. Лазерная модификация имплантата с покрытием, размещенного в водной среде, может позволить значительно улучшить структурно-фазовое состояние биосовместимых покрытий, повысить их физико-механические свойства и эффективность функционирования имплантатов.

Перспективные направления совершенствования медико 1. технических свойств дентальных имплантатов с применением лазерных технологий Конструкция современных дентальных имплантатов, испытывающих воздействие не только биологических, но и механических функциональных факторов, должна отвечать высоким медико-биологическим и техническим требованиям. Следует учитывать результаты развития и внедрения нанотехнологий в области взаимодействия материалов с биотканями человека на наноуровне. В связи с этим получила распространение конструкция металлического имплантата с поверхностью, модифицированной электрофизическими или электрохимическими методами. Среди таких распространенных технологий модификации и обработки КПЭ, как ионно-лучевые, газотермические, электрохимические и другие, продолжают развиваться лазерные технологии [14,15]. Обработка материалов сфокусированным излучением лазера является одним из ведущих научных и технических направлений технологий современного приборо- и машиностроения. Среди разработок одними из наиболее значимых считаются результаты исследований ряда специалистов в области лазерных технологий и биоматериаловедения, таких как В.П. Вейко, А.Г. Григорьянц, Н.Н.

Рыкалин, В.И. Калита, С.М. Баринов, И.В. Шишковский, С. Дышловенко, Л.

Павловски, С.В. Родионов.

Разработаны лазеры с излучением глубокого УФ-диапазона и фемтосекундной длительностью импульсов, применение которых позволяет создавать четкие микроструктуры различного размера и формы в любых материалах. Изменяя продолжительность и энергию воздействия лазерного импульса, можно осуществить широкий спектр режимов воздействия от локального нагревания до дозированного удаления материала.

Представляет интерес рассмотрение лазерных технологий, которые применяются для модификации биосовместимых материалов либо находятся на стадии разработки для совершенствования внутрикостных имплантатов (рис. 1.1). Важным условием применения того или иного метода является возможность формирования на биосовместимом материале поверхности, обладающей высокими биактивными качествами. Например, последние научные достижения свидетельствуют о повышенной биоактивности поверхности, наноструктурированной различными способами. Во многих исследованиях указывается, что воздействие на биокерамический и биоинертный материал ультрафиолетового либо лазерного излучения способно усиливать разрастание костных клеток на поверхности в условиях in vitro [156,176,179].

Формообразование основы Лазерные Модификация электроплазменных имплантата, наплавка покрытий, термоупрочнение технологии порошкового покрытия за счет металлической основы, оксидирование селективного лазерного спекания с помощью ИК-термообработки Формирование регулярного микрорельефа на Нанесение покрытия Наноструктурирование поверхности имплантате за счет процессов абляции импульсным лазерным или поверхностного слоя путем формирования поверхностного поверхности или интерефернции падающего осаждением излучения с ПЭВ с образованием поверхност- нанорельефа, измельчения зерна в ных структур в виде пирамиды или конуса слое Рис. 1.1. Виды лазерных технологий, используемых при создании внутрикостных имплантатов Особое значение имеет комплексный метод плазменно-лазерного формирования покрытий. Это связано с тем, что плазменному напылению, как эффективному способу нанесения функциональных биопокрытий, свойственно образование нежелательных изменений структурно-фазового состояния, компенсация которых возможна дополнительной лазерной обработкой [73,75,197].


Приоритетными направлениями использования лазера в биомедицинском материаловедении являются методы формообразования имплантата и покрытия на нем (селективное спекание порошкового материала, импульсное осаждение покрытия, оксидирование поверхности), а также способы упрочнения структуры материала и повышения его коррозионной стойкости. Развитие такого рода процессов во времени определяется различными структурными явлениями, термомеханическими эффектами, физическими переходами, поверхностными химическими реакциями и другими фундаментальными процессами. Другим перспективным направлением является лазерная модификация биосовместимых материалов, направленная на образование микро- и наноструктур на их поверхности либо в поверхностном слое. Данная модификация может базироваться на высокотемпературных процессах обработки, приводящих к абляции или возбуждению пространственно временных гидродинамических неустойчивостей поверхности [72,103].

Лазерная ИК-обработка электроплазменных биокерамических покрытий, термоупрочнение металлической основы имплантата, оксидирование поверхности Комплексные технологии лазерной обработки материалов в сочетании с плазменным напылением, влиянием ультразвука или других видов воздействия, создают возможность получения повышенных, либо новых физико-механических свойств, не достижимых другими известными способами. Широко распространены технологии газотермического напыления покрытий в сочетании с лазерным воздействием на основу в одном техпроцессе или с последующей лазерной обработкой сформированных покрытий [59,75,86,159,170,180].

Исследование лазерного воздействия с =1,06 мкм на плазмонапыленное ГА покрытие позволяет заключить, что существует узкий диапазон плотности энергии излучения, в котором возможно проводить модификацию. Например, ИК-обработка излучением с =4 мс ниже плотности энергии Q=1 Дж/мм2 не вызывает каких-либо структурных изменений, а превышение величины 2,5 Дж/мм2 разрушает покрытие вплоть до металлической основы. При плотности мощности излучения 1-2 Дж/мм обеспечивается повышение степени кристалличности покрытия на величину 40 % и формируется морфология. Данные рентгеноструктурного анализа и ИК-спектроскопии, характеризующиеся сужением пиков и полос поглощения, свидетельствуют об упорядочивании структуры плазменного биокерамического покрытия, прошедшего лазерную обработку [187,197].

Среди различных видов термообработки лазерный нагрев является наиболее предпочтительным, так как обеспечивает локальность воздействия и сокращает время пребывания материала при температурах интенсивного окисления и газонасыщения поверхностных слоев. Скоростной лазерный нагрев в сравнении с печным не приводит к распаду ГА и образованию в покрытии нежелательных фаз, таких как Ca4PO9, Са3(РO4)2, СаТiO3, Тi3Р [3,17,54].

Известна технология лазерного упрочнения поверхности, основанная на высоких скоростях нагрева металлической поверхности при нагреве выше температуры закалки и ее охлаждения. Высокие значения температуры и ее градиентов 108 град/с в зоне лазерного воздействия облегчают диффузию легирующих элементов в термообрабатываемый материал [55,100,124].

Например, обработка СО2-лазером газотермического цинкового покрытия мощностью 4,6 кВт при диаметре пятна 4 мм существенно улучшает его противокоррозионные свойства во влажной атмосфере [60].

Увеличения глубины упрочненного слоя и повышение износостойкости создает импульсное облучение поверхности титана лазерным лучом с использованием плотности мощности излучения q=103…104 Вт/см2 [100]. Вариантом такой технологии является обработка изучением при длительности импульса 1,5…1,8 мс, энергией 15…20 Дж и диаметром пучка 2 мм в атмосфере гелия при давлении 3·105 Па [88]. К недостаткам относится низкое значение глубины упрочненного слоя величиной до 0,3 мкм. Экспериментально установлено повышение коррозионной устойчивости биосовместимой металлической основы после лазерной ИК-обработки. Обработка же титана в воздушной среде лучом лазера с перекрытием соседних треков величиной 0,8±0,1 диаметра луча, временем взаимодействия луча с обрабатываемой поверхностью в пределах значений от 0,6 до 1,5 с и перемещения его в области 0,2-1,5 см/с, обеспечивает глубину упрочненного слоя до значений 100-170 мкм [88,124].

В отличие от известных способов термообработки с целью объемного упрочнения материала, лазерное воздействие на ряд материалов имеет некоторые положительные особенности. Процесс, происходящий на поверхности и имеющий большую степень локализации, не создает деформаций изделия, а локализация термического воздействия позволяет реализовать поверхностное упрочнение на определенных участках детали.

Скорости нагрева и охлаждения в зоне термического воздействия лазерного облучения достаточно велики и составляя величину 106 С°/с, практически исключают выдержку при высокой температуре, при этом величина нагрева может принимать значения выше температуры плавления или испарения [124].

В последнее время на внутрикостных имплантатах и стоматологических компонентах из титана, благодаря его высокой способности к пассивированию, создают оксидные покрытия, улучшающие свойства биосовместимости [110,169]. Альтернативой известным способам получения оксидных покрытий на титане, таких как электрохимическое, газотермическое или микродуговое оксидирование, являются способы лазерного оксидирования в кислородной среде [92,101,110,169,173,204].

Вместе с тем, можно выделить несколько направлений, отличающихся по типу кислородной среды и виду лазера.

Подача струи кислорода в зону лазерного воздействия, либо напуск в рабочую камеру атмосферы кислорода или воздуха предусматривает использование Nd:YAG-лазеров или СО2-лазеров ИК-диапазона при плотности мощности q5·103 Вт/см2 [101,112,146].

Лазерное осаждение металла в кислород-содержащей среде создает условия получения наноструктурных оксидных покрытий [205]. Повышение давления в камере с 13,3 до 133 Па приводит к увеличению среднего диаметра первичных наночастиц от 5,9 до 32 нм, дальнейшее увеличение давления приводит к уменьшению среднего диаметра наночастиц [173].

Облучение эксимерным KrF лазером пленок TiO, осажденных на стеклянные подложки, приводит к образованию микрокристаллических структур размером 5-10 нм. С увеличением числа импульсов облучения постепенно формируются кристаллы со структурой рутила TiO2 [185].

Разработано оксидирование металлической поверхности, заключающееся в нанесении на основу перекиси водорода с последующим воздействием лазерным либо световым лучом видимого или ультрафиолетового диапазона спектра [92].

Рассмотренные методы позволяют заключить, что получение оксидных покрытий на титановых имплантатах лазерным воздействием является перспективным направлением, формируемые покрытия способны повышать прочность и износостойкость имплантатов, устанавливаемых с натягом [174].

Формообразование основы имплантата и наплавка порошкового покрытия способом селективного лазерного спекания (SLS-процесс) Одним из перспективных направлений технологий лазерной обработки являются методы быстрого прототипирования с использованием лазерного излучения. При этом большой интерес в области формообразования представляет технология «селективного лазерного спекания» или SLS– процесс (Selective Laser Sintering). Эта технология позволяет изготавливать изделия любой формы, в том числе имплантата, в соответствии с компьютерной моделью, из порошкового материала, путем его послойного селективного спекания лазерным излучением [28,29,127,128].

В данной технологии используются лазерная обработка в непрерывном или импульсном режиме при высокой энергии излучения, обеспечивающей термическое воздействие, необходимое для расплавления металлов и керамики [29,32,128]. При данных в рабочей камере, заполненной инертным газом, через специальную систему снабжения происходит послойная подача порошка. После этого при помощи сканирующего устройства лазерный луч перемещается по поверхности порошка и производит его спекание. Процесс управляется через систему компьютерного моделирования и продолжается до формирования готового изделия.

Несмотря на невысокую размерную точность, с помощью данной технологии удается создавать как титановый пористый имплантат, так и наплавлять покрытие на компактную основу (DMD-технология). В качестве рабочего для пористых имплантатов используются порошки титана и никелида титана дисперсностью 0,05 мм и 0,25 мм соответственно [126].

Данный метод позволяет также проводить синтез применяемых в имплантологии биокомпозитов [126-128].

Важным достоинством технологии является ее безотходность, при этом получаемый данным методом имплантат имеет пористую структуру, необходимую для наилучшей остеоинтеграции, и изделие может характеризоваться практически любой формой.

Структурирование поверхности с формированием упорядоченного микрорельефа Исследования в области воздействия лазерного излучения на материалы подготовили теоретическую и практическую базу для создания метода лазерного микроструктурирования поверхностей. Вид лазерного излучения и особенности физико-механических свойств обрабатываемого материала определяют различные способы их взаимодействия. В методе лазерного микроструктурирования поверхности можно выделить воздействия излучения, основанные на локальном испарении вещества, либо на возникновении поверхностной электромагнитной волны (ПЭВ). Это определяется величиной плотности мощности и длительностью импульса. В конечном итоге характер процесса зависит от типа лазера и режима генерации излучения [15,16].

Микроструктурирование, основанное на испарении вещества Для обработки лазерными импульсами длительностью от =10-3…10-9 с характерным является взаимодействие излучения с материалом по типу «нагрев-плавление-испарение (взрывной выброс)» материала, что определяет образование зоны термического влияния. В зависимости от материала ее размеры могут достигать десятков микрометров, что показательно для интенсивностей облучения q105 Вт/см2. Результатом лазерной абляции как явления упорядоченного разрушения материала с удалением вещества поверхности, является образование поверхностных крупномасштабных (d=5 20 мкм) периодических многочисленных структур в виде пирамид, конусов или столбов [43,103,177]. При определенных технологических параметрах обработки, кроме испарения, различают механизмы термоударного разрушения, развития ударной волны и некоторые другие [15,16,103 ].

Образование и развитие упорядоченных микроструктур наиболее просто осуществляется при испарении материала в атмосфере воздуха или в жидкостях. Часто для этого применяется несколько типов лазерных источников, например Nd:YAG-лазер ИК-диапазона с длиной волны =1,06 мкм при частоте f следования импульсов в пределах 1-10 Гц, плотности энергии Е=20…50 Дж/см2 и диаметре сфокусированного пятна d=10…100 мкм. Либо используются лазеры видимого диапазона излучения, например, лазер на парах меди с параметрами =510,6 нм, =20 нс, f=7,5 кГц, Е=30 Дж/см2, d=10…60 мкм. Рассмотренные условия обработки приводят к формированию конусных структур в атмосфере воздуха на поверхности монокристаллического кремния, а также германия и титана. Кроме того, аналогичные структуры получают на изделиях из бронзы и меди, погруженных в дистиллированную воду или этанол [43,70,120].

Микроструктуры на поверхности титана в форме «стержень» образуются под воздействием излучения на других режимах при этом процесс носит характер лазерного сверления микроотверстий при E=0,3…1,2 Дж, =0,5…2 мс, f=10…25 Гц, d=0,3…0,7 мм и количестве импульсов от 2 до 6 в точке [183].

К другому типу применяемых лазеров относятся лазеры УФ-диапазона – эксимерные газовые лазеры с длиной волны =193 нм (ArF), 248 нм (KrF), 353 нм (XeF), обеспечивающие сверхкороткую длительность импульса 10-9 с и позволяющие в условиях лазерной абляцией уменьшить зону термического влияния в металлах и получить минимальные размеры структур [59,197].

Микроструктурирование поверхности, основанное на возбуждении поверхностной электромагнитной волны (ПЭВ) При использовании более коротких импульсов, составляющих =10-9…10-14 с, реализуется иной механизм разрушения – «нагрев–абляция», где расплавленная фаза практически исключена, а также отсутствует зона термического влияния. Выбор длительности импульса излучения зависит от типа лазера и режимов генерации [15,16].

В последнее время широко применяется способ создания микроструктур при фемтосекундной длительности импульса [195,209,191]. В этих условиях реализуются другие более сложные механизмы взаимодействия лазерного излучения с веществом, связанные интерференцией падающего излучения и поверхностными электромагнитными волнами (ПЭВ) [62]. Так, для модификации титановой пластины на воздухе используется многократное воздействие в точке от Q1 Дж/см до 230 импульсов при плотности энергии [183].

Пространственный период и размер микроконусных структур, развивающихся в процессе лазерного испарения при постоянной плотности энергии, составляет 10-20 мкм с углом при вершине ~20-25° и зависит от количества импульсов в точке [191]. Важное значение имеет направленность излучения: изменение угла наклона от 20 до 80° обеспечивает повышение шероховатости до Rmax=150 мкм относительно Rmax=10 мкм при перпендикулярном падении [36,158].

Наличие определенной шероховатости, пор или углублений на поверхности внутрикостной части имплантата способствует адгезии остеогенных клеток, фибро- и остеобластов, синтезу специфических белков и усилению факторов роста, что, в конечном итоге, позволяет достичь увеличения площади костной интеграции [151,160,192]. Например, преобразование гладкой структуры поверхности имплантатов из титана и корунда в грубошероховатую повышает их остеокондуктивные свойства, что благоприятствует взаимосвязи между имплантатом и костью [178]. Вокруг имплантатов с гладкой поверхностью образуется фиброзная ткань с различной степенью выраженности, а при шероховатой поверхности — имеет место аппозиционное костеобразование [54,153]. Поэтому рассмотренные методы формирования микроструктур на поверхности могут использоваться для повышения качеств биосовместимости имплантата [160].

Другим применением метода создания упорядоченного микрорельефа может являться способ предварительной подготовки поверхности перед газотермическим напылением, например, для увеличения прочности сцепления покрытия за счет повышения уровня шероховатости [37].

Модификация структуры поверхностного слоя с формированием нанорельефа В связи с широким спектром режимов и возможностями лазерной обработки представляется затруднительным выделить единую технологию лазерного наноструктурирования материала с созданием на поверхности характерных периодических наноразмерны х структур. Данные исследования проводятся практически во всем диапазоне длин волн лазерного излучения:

от области УФ-эксимерных лазеров с =193 нм до области ИК-лазеров с =10,6 мкм на твердом активном (Nd:YAG-лазер), либо газовом элементе (Ar, СО2) при непрерывной или импульсной накачке. Длительность импульса и формируемая плотность мощности в экспериментах также выбираются из =10-5…10-15 с широкой области значений, как правило, равных и q=104…1012 Вт/см2 соответственно. Помимо режимов, влияние на процесс модификации оказывают состав атмосферы, физико-механические и химические свойства поверхностного слоя материала, например, чистота, кристаллическая структура. Таким образом, из-за различной длины волны излучения, особенностей его поглощения материалом, а также других параметров и явлений в зоне воздействия, формируемые наноструктуры на поверхности имеют различные объяснения их природы. Выделяют абляционное происхождение, гидродинамические нелинейные процессы, интерференцию падающего лазерного излучения с поверхностными плазмонно-полярионными волнами, образованными в результате изначальных случайных поверхностных неоднородностей. Получаемые наноструктуры могут иметь вид протяженных борозд, столбов, поверхностных дефектов кристаллической структуры. В одном режиме облучения могут образовываться субмикронные элементы структуры размерами как до 100 нм, так и более 500 нм [40,69,72,103,105,117,122].

Известна возможность образования наноструктур на поверхности твердых тел при воздействии лазерных импульсов, приводящих к оплавлению поверхностного слоя [122,123]. Для этого предложена модель, согласно которой при высоких скоростях охлаждения =106-107 °С/с возможно формировать в объеме слоя зародыши кристаллов размерами r=10…100 нм [121]. Такие значительные скорости охлаждения возникают при сверхкоротких длительностях импульса (менее 10-9 с). В этих условиях многократное облучение поверхности нитрида кремния мощными наносекундными импульсами (=157 нм) приводит к ее F2-лазера оплавлению и формированию нанорельефа.

Наибольший интерес представляют разработки технологии наноструктурирования титана, в частности формирования нанорельефа на его поверхности. Экспериментально показано, что переход на наноструктурный уровень взаимодействия небиологических материалов и естественных тканей обеспечивает ускоренное и улучшенное приживление имплантатов [157,181,210].

Излучение фемтосекундной длительности используют как для создания микроструктур, так и наноструктурирования поверхности металлов. В этом случае за счет использования низких величин плотности энергии (Q0,1 Дж/см2), разделения во времени процессов поглощения излучения в веществе и термической диффузии происходит значительное уменьшение области термического разрушения, что в результате обеспечивает необходимую размерность получаемых структур [215].

При исследовании обработки сухой поверхности титана фемтосекундными лазерными импульсами отмечено, что увеличение плотности энергии излучения приводит к уменьшению периодичности образующихся наноструктур, а обработка титана в водной среде характеризуется уменьшением периода до 90 нм [117].

Формирование периодического нанорельефа в виде протяженных элементов поверхности с размерами до 500 нм можно получить при воздействии пространственно модулированного излучения за счет интерференции двух или более волн, падающих на поверхность под прямым углом или при его отклонении ±12° [40,157,181]. Для этого используется излучение второй гармоники Nd:YAG-лазер с =532 нм длительностью импульса =12 нс, f=10 Гц, количеством импульсов в точке около 100…200 импульсов, при изменении плотности энергии в диапазоне 10–70 мДж/см2. Аналогичный эффект интерференции излучения также возможно получать через маску в виде проецируемых на поверхность шаблонов [146]. Кроме того, применяется комбинация лазерного пучка с механическим воздействием иглы атомно-силового микроскопа, что позволяет последовательно индуцировать изменение рельефа материала в ряде поверхностных нанометровых областей [205,173].

В то же время, многие исследователи указывают на то, что физические механизмы образования подобных структур с размерами, значительно меньшими, чем длина волны используемого излучения, еще окончательно не выяснены. Можно утверждать, что в настоящее время идет процесс накопления как экспериментального материала, так и теоретических представлений о явлении наноструктуризации.



Pages:   || 2 | 3 | 4 |
 





 
© 2013 www.libed.ru - «Бесплатная библиотека научно-практических конференций»

Материалы этого сайта размещены для ознакомления, все права принадлежат их авторам.
Если Вы не согласны с тем, что Ваш материал размещён на этом сайте, пожалуйста, напишите нам, мы в течении 1-2 рабочих дней удалим его.