Разработка основ технологии биокерамических материалов в системе гидроксиапатит-карбонат кальция тема диссертации и автореферата по ВАК РФ 05.17.11, кандидат технических наук Гольдберг, Маргарита Александровна

• Гольдберг, Маргарита Александровна
• кандидат технических наук
• 2013

Оглавление диссертации кандидат технических наук Гольдберг, Маргарита Александровна

СОДЕРЖАНИЕ

Введение

1. Обзор литературы

1.1 Ремоделирование костной ткани

1.2 Инженерия костной ткани

1.2.1 Общие сведения о биоматериалах

1.2.2 Метод инженерии костной ткани

1.3.3 Матриксы для инженерии костной ткани

1.3 Материалы матриксов для инженерии костной ткани 29 3.1 Гидроксиапатит, замещения в структуре гидроксиапатита

1.3.2 Катионные замещения в структуре гидроксиапатита

1.3.3 Анионные замещения в структуре гидроксиапатита

1.3.4 Карбонат-замещенный гидроксиапатит

1.3.5 Композиционные материалы на основе фосфатов кальция

1.3.6 Карбонат кальция

1.3.7 Композиционные материалы на основе фосфатов и 46 карбонатов кальция

2. Материалы и методы исследования

2.1 Материалы и технология керамики в системе ГА - КК

2.1.1 Синтез порошков

2.1.2 Термообработка порошков 5 О

2.1.3 Прессование 5 О

2.1.4 Гранулирование

2.1.5 Спекание

2.2 Методы исследования

2.2.1 Рентгенографические исследования

2.2.2 Инфракрасная (ИК) - спектроскопия образцов

2.2.3 Определение удельной поверхности порошка

2.2.4 Растровая электронная микроскопия

2.2.5 Просвечивающая электронная микроскопия

2.2.6 Метод высокотемпературной экстракции углерода в 55 несущем газе из разных фаз

2.2.7 Метод дифференциального термического анализа

2.2.8 Дилатометрическое исследование

2.2.9 Определение открытой пористости керамики

2.2.10 Определение механических характеристик керамики 5

2.2.11 Ионометрия растворов

2.2.12 Испытания in vitro 5

2.2.13 Испытания in vivo

2.3 Обработка результатов экспериментов

2.3.1 Расчет областей когерентного рассеивания (ОКР)

2.3.2 Расчет количества карбоната кальция, карбонат-

замещенного гидроксиапатита и степени замещения ОН" и РО43 групп на С032" группы в карбонат-замещенном гидроксиапатите

2.3.3 Расчет открытой пористости керамики

3. Синтез порошков

3.1 Влияние метода и условий синтеза на характеристики 66 порошков

3.2 Анализ карбонат-содержащих фаз методом термоэкстракции в 75 несущем газе

3.3 Влияние старения на дисперсность и морфологию порошков

? 3.4 Исследование термической стабильности материалов

4. Формирование микроструктуры при спекании и свойств керамики

4.1 Дилатометрическое исследование спекания

4.2 Исследование микроструктуры и свойств плотноспеченной 114 керамики

4.3 Спекание материалов, содержащих КК в качестве 118 преобладающей фазы

5. Разработка основ технологии пористых гранул

5.1. Основы технологии пористых гранул

5.2. Исследование пористых гранул

5.3 Растворимость пористых гранул

5.4 Биологические испытания пористых гранул 136 Выводы 140 Литература

Введение диссертации (часть автореферата) на тему «Разработка основ технологии биокерамических материалов в системе гидроксиапатит-карбонат кальция»

ВВЕДЕНИЕ

Развитие новых медицинских методов лечения патологических заболеваний костной ткани, в том числе в онкологии, связано с хирургическими вмешательствами, приводящим к обширным послеоперационным дефектам, размером больше критического. Для возвращения пациентов к комфортным условиям жизни такие дефекты должны быть устранены [1]. Возможный способ основан на замещении дефекта перманентным имплантатом, который должен быть изготовлен из биологически совместимого с организмом человека материала, имеющим механические свойства, соответствующие костной ткани. Однако ни один из известных искусственных материалов не удовлетворяет этим требованиям в полной мере. Другой подход, разрабатываемый в течение последних двух десятилетий, основан на концепции восстановления (регенерации) костной ткани - инженерия костной ткани. Основные принципы такого подхода заключаются в применении при имплантации пористого матрикса из биорезорбируемого материала, на котором должно происходить образование костной ткани под действием внешних (культивированные остеообразующие клетки, факторы роста) и внутренних факторов [2]. При этом основная цель разработок этого направления - достижение максимального соответствия свойств ткани, образующейся de novo, свойствам исходной восстанавливаемой ткани. Создание материалов матриксов с повышенной

скоростью резорбции, согласующейся с формированием костной ткани de novo, является одной из ключевых задач для реализации данной технологии. Кроме того, одним из серьезных требований таким материалам-носителям является и то, что они должны обеспечивать надежную поддерживающую, то есть опорную и/или структурообразовательную функцию в поврежденной области ткани, обладая определенным уровнем механических свойств.

Таким образом, основные проблемы в разработке материалов для инженерии костной ткани - это достижение высоких скоростей биорезорбции, наличие остеогенных свойств, повышение механических свойств. Одним из путей повышения скорости резорбции является изменение фазового состава биоматериала, например, синтез катион- или анион-замещенных фосфатов кальция, бифазных фосфатов кальция и композиционных материалов. Преимущество композиционных материалов является возможность регулирования механических, биологических и химических свойств за счет различного сочетания компонентов.

Свойства резорбции минеральных композиционных биоматериалов зависит от растворимости формирующих их фаз. Известны некоторые керамические и цементные композиционные составы, обладающие улучшенными биологической активностью и свойствами биодеградации [3]. Например, получила развитие концепция бифазной керамики (БФК) - на основе выбора оптимального фазового соотношения между более стабильным гидроксиапатитом (ГА) и более растворимым

трикальцийфосфатом (ТКФ) для контроля резорбции материала [4,5]. Другим примером является «коралловый ГА», полученный гидротермальной конверсией карбоната кальция (КК) из природного коралла в присутствии фосфата аммония [6,7]. Было высказано предположение, что в зависимости от толщины гидроксиапатита на матрице КК возможно контролировать скорость резорбции имплантата и замещение его вновь образованной костью [8]. Таким образом, в качестве второго компонента можно использовать соединения КК, которые имеют более высокую растворимость, чем апатит [9,10]. При этом, биологического происхождения ЮС (перламутр и коралл) используется индивидуально, в качестве биосовместимых и биоактивных заменителей кости в форме порошка, пористой керамики или в композиции с органическими гелями уже более 25 лет [11-15]. На сегодняшний были проведены исследования композиционных цементов на основе механических смесей апатитовой фазы и КК в количестве до 42 масс. %, показавшие биосовместимость и отсутствие цитотоксичности [16]. Однако данные цементные материалы имели низкую прочность до 13 МПа и неразвитую пористую структуру, что ограничивает их применение в качестве материалов для инженерии костной ткани. Данные недостатки можно преодолеть при получении керамических материалов.

За основу исследования представленной работы выбрана система ГА -КК. ГА является основным минеральным компонентом костной ткани человека [17]. При карбонат-анионном замещении фосфат- и гидроски-групп

в ГА формируются карбонатгидроксиапатиты (КГА), обладающие высокой резорбируемостью. По мере увеличения содержания карбонат-групп происходит переход к материалам, в которых основной фазой является КК -материалы, которые могут по своим механическим и биологическим свойствам конкурировать с природными кораллами, применяемыми в медицине в качестве костных высокорезорбируемых имплантатов. Исследование системы ГА - КК с постепенным замещение анионов гидроксиапатита на карбонат-группы позволит создать новые биоматериалы медицинского назначения для быстрого восстановления поврежденной костной ткани. При этом, варьируя соотношения компонентов в широком диапазоне составов, можно регулировать скорость резорбции, подбирая материал в соответствии с размером костного дефекта и возрастом пациента. Также усилить биологическую активность возможно за счет перехода от микро- к наноструктурированным материалам. Это позволит увеличить резорбцию материала, повысить уровень его механических свойств по сравнению с известными биокерамическими материалами.

Основным технологическим препятствием получения композиционных керамических материалов в системе ГА-КК является процесс спекания. Известно, что КК начинает разлагаться при температурах 600-700 °С. Поэтому получить спеченный материал является сложной технологической задачей, требующей применения специальных методов - горячего или изостатического прессования. Данными методами невозможно получить

изделия сложной формы с заданным размером, количеством и формой пор. Решить данную проблему можно за счет использования нанодисперсных активных к спеканию порошков, применения добавок, позволяющих снизить температуру спекания, а также защитных атмосфер при обжиге.

Цель работы: Разработка физико-химических основ технологии композиционных материалов в системе гидроксиапатит - карбонат кальция для инженерии костной ткани и установление закономерностей формирования их микроструктуры, механических и химических свойств.

Для достижения указанной цели в работе решались следующие основные задачи:

1) Установление влияния условий синтеза порошков в системе ГА - КК в широком диапазоне соотношений методами осаждения из водных растворов и механохимической активации на фазовый и химический состав, дисперсность и морфологию продуктов синтеза. Изучение степени замещения карбонат-групп в ГА при синтезе КК осаждением из водных растворов.

2) Исследование термической стабильности продуктов синтеза в системе ГА - КК в широком диапазоне температур до 1000 °С.

3) Изучение влияния технологических параметров на формирование фазового состава и микроструктуры композиционных керамических материалов в системе ГА - КК. Разработка и изучение процесса интенсификации спекания.

4) Разработка способа изготовления пористых гранул в системе ГА -

КК.

5) Изучение поведения композиционных материалов в жидкостях, моделирующих жидкости организма.

6) Изготовление лабораторных партий керамики для проведения сравнительных испытаний in vitro и in vivo с целью прогнозирования поведения в организме человека и проведение таких испытаний.

Научная новизна полученных результатов заключается в следующем:

1) Разработаны основы синтеза композиционных порошковых материалов в системе ГА - КК методами осаждения из растворов и механохимической активации. Установлены химические и фазовые соотношения в синтезированных порошках и степени замещения карбонат групп в КГА.

2) Выявлено влияние условий старения в маточном растворе синтезированных порошковых материалов в системе ГА - КК на фазовый состав, степень закристаллизованное™ и дисперсность получаемого продукта.

3) Выявлены закономерности формирования микроструктуры при спекании и свойства композиционных материалов в системе ГА - КК. Выявлены тепловые эффекты, связанные с термической нестабильностью фаз при термообработке материалов в данной системе. Установлена возможность значительного повышения активности к спеканию и прочности керамических

материалов посредством старения и механохимической активации порошковых материалов.

Практическая значимость работы состоит в следующем:

1) Разработана технология керамических материалов, включающая в себя синтез нанодисперсных порошков и спекание, в том числе пористых гранул, которые могут применяться в инженерии костной ткани.

2) Разработана методика определения количества КК, КГА и степени

л ^ ____

замещения ОН" и Р04 " групп на С03 " группы в КГА на основе данных высокотемпературной экстракции углерода в несущем газе.

3) Изготовлена лабораторная партия пористых гранул. По данным биологических испытаний in vitro и in vivo материалы перспективны в качестве матриксов для инженерии костной ткани.

На защиту выносится:

1) Условия синтеза новых материалов в системе гидроксиапатит - карбонат кальция в широком диапазоне составов

2) Влияние условий старения в маточном растворе синтезированных порошковых материалов в системе ГА - КК на фазовый состав, степень закристаллизованности и дисперсность получаемого продукта.

3) Исследование термической стабильности материалов системы ГА-КК в широком интервале температур.

4) Закономерности формирования микроструктуры и свойств при спекании биокерамических материалов в системе ГА-КК.

Апробация работы. Материалы диссертационной работы доложены на конференциях: 62-е и 63-е Дни Науки МИСиС, Москва, НИТУ «МИСиС» 2008, 2009; молодежная школа-конференция «Современные проблемы металловедения», Пицунда, Абхазия, 2009; Всероссийские конференции аспирантов и молодых научных сотрудников «Физико-химия и технология неорганических материалов» Москва, ИМЕТ РАН, 2008, 2009, 2010, 2011, 2012; международные конференции «Керамика, клетки и ткани» Италия, Фаэнца, 2009, 2011; международная конференция «Кристаллофизика XXI века», Москва, РНЦ «Курчатовский институт»-МИСиС 2010; Всероссийская конференция «Золь-гель-2010», Санкт-Петербург, ИХС РАН, 2010; Всероссийская научная школа для молодежи «Приборное и научно-методическое обеспечение исследований и разработок в области технологий создания биосовместимых материалов», Москва, МИСиС, 2010; Всероссийское совещание «Биоматериалы в медицине» Москва, ИМЕТ РАН, 2011; конференция «Нанотехнологии в онкологии» Москва, МНИОИ им П.А. Герцена, 2009, 2010, 2011; Международная конференция «Функциональные наноматериалы и высокочистые вещества» Суздаль, 2010, 2012; Международный форум по нанотехнологиям ЯШЫАМОТЕСН 2010, Москва, 2010; Международная конференция «Мультифункциональные материалы и структуры», Корея, Джеонджу, 2010; Всероссийская выставка научно-технического творчества молодежи НТТМ, Москва, 2010; Международная конференция «Деформация и разрушение порошковых материалов»,

Словакия, Стара Лесна, 2011; Международная молодежная конференция «Молодежное евроматериаловедение», Швейцария, Лозанна, 2012.

Работа выполнена в соответствии с планом НИР Федерального государственного бюджетного учреждения науки Института металлургии и материаловедения им.А.А. Байкова Российской академии наук; поддержана проектом программы Президиума РАН «Разработка методов получения химических веществ и создание новых материалов»; проектом программы Президиума РАН «Фундаментальные науки - медицине»; государственным контрактом с Минобрнауки РФ №02.513.12.3008 «Биосовместимые резорбируемые композиты для клеточной регенерации поврежденной костной ткани»; Соглашением № 8299 между Минобрнауки РФ, РАН и ИМЕТ РАН о предоставлении гранта в рамках реализации федеральной целевой программы «Научные и научно-педагогические кадры инновационной России» на 2009 - 2013 годы, грантами РФФИ № 08-08-00224-а, 11-08-00596-а, 11-03-12083-офи-м-2011, 11-03-12127-офи-м-2011.

Основное содержание работы изложено в 33 научных работах (2 патента), 9 из которых - в списке отечественных и зарубежных рецензируемых журналов. Автор принимала непосредственное участие в разработке методик проведения экспериментов и их аппаратурного оформления, проведении экспериментов, обсуждении результатов и их оформлении в виде научных публикаций.

Автор диссертации выражает глубокую благодарность за руководство

работой чл.-корр., проф., заслуженному деятелю науки РФ Сергею Мироновичу Баринову, всем сотрудникам лаборатории №20 и особенно -к.т.н. В.В. Смирнову, за проведение рентгенофазовогоанализа к.ф-м.н. Л.И. Шворневой; за проведение ДТА анализа, PDC-спектроскопии и измерение удельной площади поверхности C.B. Куцеву, за проведение высокотемпературной экстракции углерода из разных фаз Т.В. Шибаевой, за постановку и проведение испытаний in vitro и in vivo сотрудникам ФГУ Московский научно-исследовательский онкологический институт им П.А. Герцена проф., д.б.н. Н.С. Сергеевой, к.б.н. И.К. Свиридовой, к.б.н. В.А. Кирсановой, С.А. Ахмедовой, за непрерывную поддержку - супругу А.Н. Мосолову.

1. ОБЗОР ЛИТЕРАТУРЫ

1.1 Ремоделирование костной ткани.

Костная ткань - это живой орган, состоящий из органических и неорганических компонентов. Органические вещества (от Ул до 1/3 от общего сухого веса кости) состоит из коллагена более чем на 90% и только небольшой части клеток (2%) и других белков (5%). Неорганическая костная ткань (от 2/3 до 3Л от общего сухого веса кости) состоит из определенных фаз фосфата кальция (Са-Р), в основном из карбонат-замещенного гидроксиапатита (КГА) (рис. 1). В биологическом ГА Р043" - группы замещаются на С03" (так называемый Б-тип замещения). Биологический ГА также содержит другие примесные ионы, такие как С1, Ыа, К, Б, а также следы 8г и Zn [17.]. Апатит в костной ткани состоит из мелких пластинчатых кристаллов от 2 до 4 нм толщиной, 25 нм в ширину и 50 нм в длину [18].

.— б-ТКФ - ГА Кость -А——>—— _ЛЛ А................ » . А *. Л А А 1.1 , 1 И л. »1 »X.

1 « 4 } ...........__ -,-,-,-.---г-1-1---1---1---1-1-1-'-Г-■-

Рис. 1. Рентгенограмма кости, ГА и (З-трикальций фосфата,

показывающая схожесть между костью и ГА.

Костная ткань является динамичной полиморфной системой, в которой в течение всей жизни человека происходят два взаимосвязанных процесса разрушения старой кости (резорбция) и образование новой (формирование), составляющие цикл ремоделирования костной ткани. Ремоделирование — это процесс постоянного преобразования костной ткани, благодаря которому она способна реагировать на изменения внешней и внутренней среды, восстанавливаться после травм, адаптироваться к меняющимся нагрузкам,

участвовать в регуляции минерального обмена. Суть ремоделирования заключается в сопряженных во времени процессах локальной резорбции и формирования кости в небольших блоках посредством базисной мультиклеточной единицы, функцией которой является поддержание скелетного баланса. Сопряжение во времени процессов ремоделирования достигается за счет механизма, в основе которого лежит взаимное влияние всех клеток посредством локальных сигналов факторов роста и других цитокинов. Ремоделирование компактного и губчатого вещества кости рассматривается с позиции функционирования базисных многоклеточных единиц (БМЕ, Basic Multicellular Unit (BMU)) или костных ремоделирующих единиц (Bone Remodeling Unit (BRU)). БМЕ формируются в локусе перестройки костной ткани и представляют собой группу из согласованно функционирующих клеток, которые называют также "преобразующими

Фаза

формирования

Фаза покоя

Рис. 2. Ремоделирование костной ткани, где ПОБ -незрелые остеобласты, ОБ-остеобласт, 0К- остеокласт.

блоками" или "обособленными ремоделирующими пакетами".

Активация

Фаза

резорбции

В организме взрослого человека одновременно функционируют 100

000-10000 000 БМЕ. Ремоделирование костной ткани осуществляется в

соответствии с действующими на кость нагрузками. Ежегодно обновляется

около 4-10% общего объема костной массы. Этот процесс регулируется

17

количеством и активностью костных клеток (табл.1).

Таблица 1. - Типы костных клеток и их участие в процессе ремоделирования

Тип клеток Функция

Покровные клетки Активация, покой

Остеокласты Резорбция

Остеобласты Формирование

Остеоциты Формирование (минерализация), покой

Процесс ремоделирования костной ткани происходит в несколько фаз [активации, резорбции, реверсии, формирования (остеогенеза)], в каждую из которых ведущую роль выполняют те или иные клетки. Остеокласты и остеобласты вовлечены в процесс ремоделирования кости, остеоциты и покровные клетки участвуют в обменных процессах, обеспечивая питание кости и сохранение кальциевого гомеостаза.

Ремоделирование кости начинается с активации покровных клеток покоящейся зоны (рис. 2) при помощи специфических цитокинов. На костном матриксе происходит разрушение протективного слоя, к оголенной поверхности мигрируют предщественники остеокластов, сливаются в

многоядерную структуру - зрелый остеокласт, который деминерализует костный матрикс (резорбция, катализируемая при помощи ферментов карбоангидразы и тартрат-резистентной кислой фосфатазы) с образованием резорбционных лакун, после чего уступает место макрофагам. Макрофаги завершают разрушение органической матрицы межклеточного вещества кости и подготавливают поверхность к адгезии остеобластов (реверсия).

В последующем наступает реверсионная фаза, когда возникшие лакуны заполняются предшественниками, дифференцирующимися в остеобласты ("клетки-строители"). Начинается синтез костных протеинов, формирование органического матрикса кости, после чего минерализация, в соответствии с новыми условиями статической и динамической нагрузки на кость, завершает цикл ремоделирования. Остеобласты остаются внутри костного матрикса, превращаясь в остеоциты. Остеобласты, оставшиеся на поверхности вновь сформированной кости, дифференцируются в покровные клетки.

Такие циклы возникают примерно 1 раз в 2-3 года в каждой единице костного ремоделирования (остеоне) как трабекулярных, так и кортикальных костей и длятся соответственно около 100 и 200 дней.

У молодых здоровых лиц в результате ремоделирования костная масса до 35-40 лет остается постоянной. Затем потеря костной массы у мужчин ежегодно составляет 0,5-2% в год, у женщин - 2-3%, с преимущественным ускорением в течение 5-10 лет после менопаузы (рис. 3).

Менопауза

Менопауза

80

Возраст, пел

Рис. 3. Взаимосвязь уменьшения костной массы и повышения обмена в

костной ткани.

Каждый цикл ремоделирования в менопаузе заканчивается небольшим уменьшением костной массы. Активизация ремоделирования в менопаузе приводит к увеличению потери костной ткани (рис. 2). Р.О.Яобз (1996) показал, что в течение всей жизни женщины теряют до 35% кортикальной и до 50% трабекулярной кости (для мужчин соответственно - 25% и 20%). Такое снижение костной массы приводит к снижению прочности кости и, следовательно, увеличению риска переломов[ 19,20].

1.2 Инженерия костной ткани

1.2.1 Общие сведения о биоматериалах.

Биоматериалами называют материалы, функционирующие в контакте и во взаимодействии с живыми тканями, органами и организмами.

К биоматериалам предъявляется ряд требований, связанный с их специфической функцией. К таким требованиям относятся.

• химические свойства

- отсутствие нежелательных химических реакций с тканями и межтканевыми жидкостями;

- отсутствие коррозии, или растворение с контролируемой скоростью;

• механические свойства

- прочность (ас);

- трещиностойкость (К1с);

- сопротивление замедленному разрушению (усталости) (п в \ogiilx) = - п^(о/ос))

- износостойкость;

• биологические свойства

- отсутствие реакций со стороны имунной системы (биосовместимость);

- срастание с костной тканью;

- стимулирование остеосинтеза.

По характеру отклика организма на имплантат биоматериалы классифицируют следующим образом:

1) Токсичный - окружающие ткани отмирают - большинство металлов;

2) Биоинертный (нетоксичные, но биологически неактивные) -образуется соединительная волокнистая ткань - керамика на основе А1203, Zx02 и Т1 сплавы;

3) Биоактивный (нетоксичные, биологически активные) - образуется костная ткань - композиционные материалы типа биополимер/фосфат кальция, керамика на основе фосфатов кальция, биостекла;

4) Биорезорбируемый (нетоксичные, биологически активные) -происходит замена материала костной тканью - материалы на основе карбоната кальция, некоторые фосфаты кальция, полимеры.

1.2.2 Метод инженерии костной ткани

На сегодняшний день биоматериалы принято разделять на две основные группы - нерезорбируемые и биорезорбируемые. В современной медицине к одной из наиболее перспективных принято относить группу биорезорбируемых биоматериалов. Это связано с переходом от концепции замещения дефекта костной ткани к понятию инженерии костной ткани. Данный переход связан с тем, что, несмотря на значительный прогресс в развитии биоматериалов, они до сих пор не становятся частью системы

человеческого организма, оставаясь инородным объектом.

22

Биорезорбируемые биоматериалы, применяемые в инженерии тканей, сделаны искусственно, но оказываясь внутри тела человека, они становятся частью системы организма и соответственно функционируют. Революционный переход от биосовместимых материалов к инженерии тканей будет соответствовать увеличению общей продолжительности жизни человека и выживания человечества, регенеративной теории, повышению эффективности механизмов восстановления здоровья[21].

В 1988-м году Ричард Скалак (Richard Skalak), один из родоначальников инженерии тканей, впервые дал определение тканевой инженерии. Термин был впервые введен в 1988 г. на заседании Американского национального Научный Фонда [22,23]. На сегодняшний день данное определение является наиболее часто применимым, в нем тканевая инженерия определяется как «применение принципов и методов инженерии и наук о жизни для фундаментального понимания фундаментальному пониманию структуры / функциональных отношений в нормальных и патологичных тканях млекопитающих, а также разработка биологических заместителей для восстановления, поддержания или улучшения функционирования тканей» [24]. Научный комитет по медикаментам и изделиям медицинского назначения (SCMPMD) от DG SANCO Европейской комиссии, с октября 2001 года ввел следующие, более узкое определение: «Тканевая инженерия является регенерацией биологических тканей с использованием клеток, при помощи несущих

конструкций / или биомолекул » [25].

Тканевая инженерия использует междисциплинарный подход, направленный в первую очередь на создание новых биокомпозиционных материалов (т. е. матрикс и биологический компонент: клетки, белки, факторы роста) для восстановления утраченных функций отдельных тканей или органов в целом [2]. Основные принципы данного подхода заключаются в разработке и применении при имплантации в поврежденный орган или ткань носителей из биорезорбируемых материалов, которые используются в сочетании либо с донорскими клетками и/или с биоактивными веществами. Например, при лечении раневого процесса - это могут быть коллагеновые покрытия с аллофибробластами, а в сосудистой хирургии — искусственные сосуды с антикоагулянтами [26]. Кроме того, одним из серьезных требований к такого рода материалам-носителям является и то, что они должны обеспечивать надежную поддерживающую, то есть опорную и/или структурообразовательную функцию в поврежденной области ткани или органа.

В 2002-м году на специальном заседании Комитета европейской комиссии обсуждались вопросы риска, связанного с использованием клеточных технологий инженерии костных тканей. В заключительном документе Комитета отмечено, что потенциальный риск таких технологий достаточно низок, ниже, чем, например ксенотрансплантации, поскольку источником биологического материала является сам пациент. Существующая

опасность внесения инфекций при манипулировании сопоставима с опасностью других хирургических вмешательств. Клеточные культуры взаимодействуют с материалами матрикса без токсической реакции [27, 28].

1.2.3 Матриксы для инженерии костной ткани

Несмотря на значительный успех биоматериалов предыдущих

поколений и их значительной роли в медицине, биорезорбируемые

материалы, вероятно, значительно превзойдут достигнутые результаты.

Новая роль биоматериалов включает в себя использование пористых,

абсорбирующих матриксов из биоматериалов в инженерии ткани,

регенеративной медицине и генной терапии. Матриксы для инженерии кости

и мягких тканей синтезируют из ряда синтетических и природных фосфатов

кальция, а также множества синтетических (например, полимолочной

кислоты и полигликолевой кислоты) и природные (например, коллаген и

фибрин) полимеров. Матриксы для инженерии тканей in vitro (выращивание

органов и тканей в пробирке) и для применения в качестве имплантатов in

vivo (для содействия восстановлению органов и тканей в организме), должны

иметь микроструктуру и химический состав, позволяющий разместить

клетки и их функции. С этой точки зрения, в первую очередь необходима

пористая структура. Требуемые пористость, диаметр пор, их распределение и

ориентация могут значительно меняться в зависимости от типа ткани.

Химический состав матрицы важен по отношению к его влиянию на

25

клеточную адгезию и фенотипические выражения проникновения клеток. Кроме того, поскольку целью является восстановление первоначальной ткани, матриксы должны быть рассасывающимися (биорезорбируемыми). Скорость разрушения материала в целом может определяеться исходя из скорости образования новых тканей и нормального периода ремоделированияткани в месте имплантации. Несомненно, важно рассмотреть влияние выходящих в процессе резорбции матрицы продуктов на организм и регенерирующуюся ткань. Наконец, механические свойства биоматериала, использующегося в качестве матрикса для инженерии ткани, важны для обеспечения временной поддержки прикладывающейся нагрузки в естественных условиях в течение процесса регенерации, а также для сопротивления сжимающим силам подсаженных до имплантации клеток и клеток, проникающих в матрикс в естественных условиях [29]. Существует много функций, которые могут исполнять матриксы в процессе регенерации тканей:

-Матриксы могут служить в качестве основы для поддержки миграции клеток в дефект от окружающих тканей, это особенно важно при отсутствии фибринового сгустка.

- Прежде чем матрикс будет биорезорбирован, он может служить матрицей для эндогенной или экзогенной клеточной адгезии, а также может способствовать/регулировать определенные клеточные процессы, включая митоз, синтез, миграцию. Это может происходить с помощью лигандов для

клеточных рецепторов (интегринов) на биоматериал, и/или биоматериал может избирательно адсорбировать белки для клеточной адгезии.

- Матриксы могут служить средством доставки экзогенных клеток, факторов роста и генов. Эта деятельность требует большой площади поверхности для крепления и возможность контролировать плотность вещества (то есть вещество / их объема).

- Матриксы могут структурно упрочнять дефект для поддержания формы дефекта и предотвращения искажение и разрушение окружающих тканей.

Матриксы могут служить барьером для предотвращения инфильтрации окружающих тканей, которая может препятствовать процессу регенерации [29].

Для реконструкции крупных дефектов кости имплантация остеокондуктивные пористых материалов матрикса сама по себе не достаточна для полной регенерации костной ткани. Остеогенез должен быть вызван по всей поверхности материала матрикса. Согласно парадигме тканевой инженерии, остеогенные клетки или остеоиндуктивные макромолекулы по отдельности или совместно должны быть заселены на подходящий материал матрикса. Многие предпосылки для идеального материала уже были сделаны, но ни один из современных материалов не соответствует всем требованиям. Пористая керамика на основе фосфатов кальция - это потенциальный материал матрикса для инженерии костной

ткани благодаря ее значительным остеосовместимым свойствам, особенно в отношении остеокондуктивности и постепенной резорбции. В последние годы, различные ученые исследовали Са-Р керамические материалы матриксов для тканевой инженерии на основе клеток и факторов роста [30].

В культуре клеток кальций-фосфатные материалы способствуют дифференцировке стволовых мезенхимальных клеток костного мозга человека в остеобласты в условиях отсутствия в культуральной среде остеогенных стимулирующих факторов, что свидетельствует о важнейшей роли клеточно-матриксного взаимодействия в направлении дифференцировки плюрипотентных малодифференцированных клеток. Подобные данные послужили основанием использования синтетических кальций-фосфатных материалов в качестве матриксов в инженерии ткани. При этом обычно используются синтетическая кальций-фосфатная керамика и мезенхимальные стволовые клетки, полученные из костного мозга и способные дифференцироваться в остеобласты и хондробласты [27,31-33].

1.3 Материалы матриксов для инженерии костной ткани

1.3.1 Гидрокисапатнт, замещения в структуре гндроксиапатита

Стехиометрический ГА из-за своей низкой скорости биорезорбции не является материалом матриксов для инженерии костной ткани. Замещения в структуре ГА способны увеличивать и уменьшать его растворимость, а, следовательно, биорезорбцию, а также оказывать положительное воздействие на процессы формирования и минерализацию костной ткани de novo. С кристаллохимической точки зрения замена катиона или аниона эффективна для изменения энергии решетки кристалла (следовательно, и изменения растворимости) и кислотно-основных свойств поверхности (т.е. кинетики процесса растворения) [34]. Стехиометрический гидроксиапатит соответствует химической формуле Саю(Р04)б(0Н)2. Это соединение относится к структурному типу апатита общей формулы Meio(X04)6Y2, где Me- двухвалентный катион, (Х04) - трехвалетный анион и Y -одновалентный анион.

Кристаллическая структура «апатита» впервые была открыта Менхелем (1930) и Нарай-Сзабо (1930) в пространственной группе симметрии Р63/т, все типичные апатиты, включая гидроксиапатит, кристаллизуются в этой пространственной группе [35,36]. Параметры элементарной ячейки гндроксиапатита ГА: а = b = 9,43 А, с = 6,88 А, атомные параметры представлены в таблице 2 [37].

Таблица 2. - Атомные параметры гидроксиапатита.

Атом Количество атомов на единицу ячейки X У Z R(A2)

Caí 4 0,333 0,667 0,001 0,666

Сац 6 0,246 0,993 0,25 0,328

Р 6 0,4 0,369 0,25 0,192

Oí 6 0,329 0,484 0,25 0,295

Он 6 0,589 0,466 0,25 0,495

Опт 12 0,348 0,259 0,073 0,632

ОН 2 0 0 0,25 0,875

Ионы кальция в структуре апатита располагаются в двух разных позициях, Ca¡ и Сац. Каждый атом Caí (4 атома в элементарной ячейке) лежащий на тройной оси соединен на равном расстоянии с 6 атомами кислорода, принадлежащих группам Р043" и ОН", формирующими закрученную треугольную призму. Существует также соединение между Caí и атомами кислорода Ош на большем междуатомном расстоянии. Эти атомы Caí координированны 9-ю атомами кислорода, расположенными в 6 различных тетраэдарах фосфата. Атомы Сац (6 атомов в элементарной ячейке) расположены вокруг гексагональных винтовых осей, каждая имеет нерегулярную семикратную координацию с 6 кислородами 5-ти фосфатных групп в дополнение к гидроксиальным ионам. Эти атомы формируют

треугольники в плоскости, перпендикулярной оси с. Подобные треугольники повёрнуты друг относительно друга на 60 град вдоль этой оси, треугольники повёрнуты друг относительно друга на 60 град. [37].

В общей структуре апатита возможны различные ионные замещения. Некоторые из них могут быть произведены только на стадии синтеза, в тоже время, возможен ограниченный ионный обмен между твердым апатитом и окружающим раствором. Ионообменные процессы в структуре ГА в организме человека имеет высокий интерес для медицины [38]. Биологический апатит нестехиометрический, имеет структурные несовершенства за счет внедрения и замещения ионами (Na+, Mg2+, К+, Sr2+, F", СГ и СОз ") в малых количествах [39,40].

1.3.2 Катионные замещения в структуре гидроксиапатита

2+

Биологический апатит содержит в себе ионы Mg в количестве до 6 моль. %. Существует ряд работ, по катионному замещению ионов

на

Mg2+. Показано, что Mg - замещенный ГА более растворим, а также лучше поддерживает адгезию, распластывание и пролиферацию клеток в эксперименте in vivo, по сравнению с чистым ГА. [41] Также магний выступает в роли ко-фактора для некоторых белков [42].

Существуют работы, показавшие, что значительное влияние на процессы биоминерализации в костной ткани оказывает также калий [43]. Некоторые исследования также доказали универсальный характер калия в

регулировании биохимических процессов и его важную роль в процессе зарождения минерального апатита [44,45]. При этом калий может быть введен в апатитовую решетку без значительных изменений в структурных параметрах: а=9.3858 - 9.3982 А, с=6.8451 - 6.8483 Á, объем ячейки 522.41-523.84Á3 [46,47]. Термическая стабильность калий - замещенного ГА возрастает до температуры 1300 °С, что делает его перспективным для применения в качестве покрытий, наносимых ионно-плазменным или лазерным напылением [48].

В организме человека стронций на 99% распределен в костной ткани, но его количество незначительно и составляет всего 3,5 мол. % от количества Са. В экспериментах in vitro и in vivo было показано, что стронций, введенный в структуру апатита, увеличивает образование костной ткани и снижает резорбцию кости, что приводит к увеличению костной массы и улучшению механических свойств кости у животных и людей [49,50]. При этом, малые дозы стронция стимулируют формирование костной ткани, а большие дозы приводят к негативному воздействию на минерализацию кости, за счет снижения абсорбции кальция и, возможно, изменения минеральных свойств апатита [51].

Введение ионов натрия способствует увеличение биорезорбции ГА.

При этом натрий в качестве одновалентного катиона является

2+

предпочтительным из-за близости ионных радиусов кальция и натрия (г(Са ) = 0,98Á, r(Na+) = 0,95Á). Однако следует учитывать, что содержание натрия в

биологической костной ткани не превышает 1 масс. % [52].

Катионные замещения ГА кадмием и цинком происходят предпочтительно по Сап [53,54]. Введение небольших количеств + способствует формированию новой костной ткани, в то же время замедляет процесс растворения кости, находящейся в контакте с имплантатом [55]. Также были показаны антибактериальные свойства Ъг1 + замещенных и Ag2+ замещенных гидрокисапатитов [56]. Существуют работы по другим катионным замещениям в структуре ГА, включая А1, Ьа, Бе, а также тяжелые редкоземельные металлы. [57-59]. Таким образом, различными катионными замещениями, можно регулировать биологические и физико-химические свойства ГА, в том числе увеличивать биорезобрцию, повышать термическую стабильность, а также механические характеристики.

1.3.3 Анионные замещения в структуре гидроксиапатита

При описании апатитов, наиболее типичным и распространенным в природе является фторапатит (ФА) с формулой Сак^РОДГг- Он является самым устойчивым среди апатитов. ФА, подобно ГА, принадлежит пространственной группе Р63/ш. Фтор стабилизирует структуру апатита не только в случае полного замещения гидроксильных групп, но и при частичном, с образованием фтор-гидроксиапатита (ФГА) - Са10(РО4)б(ОН)2-хРх [60].

Известно, что растворимость чистого ГА выше по сравнению с таковой у ФА и ФГА [61]. ФГА был обнаружен в неорганической составляющей зубной эмали, поэтому он может найти применение в качестве основы материалов для пломб в стоматологии, при лечении остеопороза, а также в других специальных случаях, где требуется использование биоимплантантов с пониженной биодеградацией [62]. Также, по результатам некоторых исследований [63-65], включение небольшого количества фтора в структуру ГА повышает скорость образования костной ткани in vivo.

Введение в структуру ГА ионов SÍO4" увеличивает активность остеобластов в экспериментах in vitro по сравнению с чистым ГА, а так же вызывает ускоренное формирование и рост костной ткани [66-68]. При этом установлено, что анион Si042" входит в структуру ГА, замещая только Р043"-анионы. Это связано с тем, что силикат-анион имеет больший размер (длины связей

(Si-O) - 1.7Á, (Р-О) - 1.5Á) и несет больший заряд, чем фосфат-анион [69]. Включение анионов SiO/" приводит к увеличению параметров элементарной ячейки ГА, искажениям в решетке и, следовательно, увеличению его реакционной способности [67-68].

1.3.4 Карбонат-замещенный гидроксиапатит

Одним из наиболее благоприятных для инженерии костной ткани

3 2-

анионных замещений является замещение групп ОН" и РО4 на СОз .

Биологический апатит в костной ткани человека представляет собой

34

нестехиометрический кальций-дефицитный апатит с небольшим количеством разнообразных замещений в структуре апатита. Основная доля этих замещений приходится на включение в кристаллическую структуру апатита групп С032" [2].

В зависимости от возраста человека, содержание групп СОз2" в КГА варьируется от 2,3 масс. % до 8 масс. %, и уменьшается с возрастом [27,70]. Включение в структуру ГА ионов СОз2" приводит к искажениям в кристаллической решётке, что влияет на биологическое поведение, в частности, увеличивает способность к остеоинтеграции [27].

Установлено, что ионы СОз могут занимать две возможные позиции в решётке ГА: изоморфное замещение групп Р043" (замещение Б-типа) и групп ОН", находящихся в кальциевых каналах (замещение А-типа) [71,72]. Так же замещение ОН" и РО43" групп может происходить одновременно, формируя смешенный АБ -тип замещения [73,74]. Тип замещения влияет на соотношение Са/Р благодаря изменению химической формулы, Кроме того, С02 в комплексе со структурно связанной водой может адсорбироваться поверхностью кристаллов [75,76].

Замещение ОН-групп приводит к расширению элементарной ячейки вдоль оси а и небольшому сжатию вдоль оси с, что сопровождается изменением пространственной группы с Р63/т на P2i/b. В случае КГА Б-типа, наблюдается уменьшение параметра а и увеличение параметра с [76]. Биологический апатит всегда смешанного АБ-типа, однако, доля Б-типа

замещения выше [74,78].

Процесс вхождения групп С032" в структуру ГА описывается несколькими моделями, полученными, как правило, на основе анализа данных рентгеновского фазового и структурного анализа (РФА и РСА), данных инфракрасной (ИК) спектроскопии, а также с учётом фундаментального требования баланса заряда в ячейке кристаллической решётки. Один тип моделей рассматривает образование вакансий по кальцию. Другой тип моделей предполагает необходимость компенсации зарядового дисбаланса, возникающего при замещении групп Р043" на группы С03 за счёт частичного замещения катионов кальция одновалентными катионами.

Одной из первых была предложена модель, согласно которой формулу КГА можно представить следующим образом [79]:

Са10.у+и(РО4)б-у(СО3)у(ОН)2.у+2и, (1)

где 0 < у < 2, 0 < 2и < у.

В рамках этой модели предполагается, что один РО4 -ион замещается на один ион С032", что приводит к образованию одной кальциевой и одной гидроксильной вакансии, причём доля этих вакансий может быть заполнена.

Позже было предложено, что и ионных пар [С03, ОН] может быть замещено без образования вакансий, и эта идея была усовершенствована, учитывая влияние концентрации ионов на состав получаемого продукта [8081]:

Са10.у+иау.и(РО4)б-и(СОзй)у.и(СОзОН)и(ОН)2.у+иПу.и, (2) где 0<у<2, 0<2u<y, □- вакансия, и зависит от условий синтеза.

Другая модель, полученная на основе анализа данных о соотношении Са/Р в конечном продукте, предполагает, что механизм замещения изменяется в зависимости от степени замещения [82]. Сначала позиции ОН" и Р043" замещаются в равной степени:

Са10.р(РО4)б-р(СОз)р(ОН)2.р(СОз)р, (3)

Заключение диссертации по теме «Технология силикатных и тугоплавких неметаллических материалов», Гольдберг, Маргарита Александровна

выводы

Разработаны основы технологии биорезорбируемых композиционных материалов в системе ГА - КК и установлены закономерности взаимосвязи между её составом, технологической предысторией, микроструктурой и свойствами. На основании полученных экспериментальных данных сделаны следующие выводы:

1. Разработаны основы синтеза композиционных порошков в системе ГА -ЮС в диапазоне составов от 13,50 до 88,33 масс. % КК методом осаждения из водных растворов. Показано, что в процессе синтеза формируется КГА со степенью замещения СОз2" от 2,47 до 5,31 масс.%, возрастающей с увеличением содержания карбоната кальция в композиционном материале. Установлено, что преимуществом данного метода синтеза по сравнению с МХА является дисперсность продукта и отсутствие побочных фаз.

2. Установлено влияние условий старения в маточном растворе продуктов синтеза в системе ГА - КК на фазовый состав, степень закристаллизованности и дисперсность. Наибольшая дисперсность -(удельная площадь поверхности, 8уд) до 248 м /г в результате старения была получена на материале состава 80/20 ГА/КК.

3. Разработана методика определения количества КК, КГА и степени замещения ОН и Р043" групп на С032" группы в КГА на основе данных высокотемпературной экстракции углерода в несущем газе.

4. Исследована термическая стабильность материалов системы ГА - КК. Показано, что с увеличением содержания КК пик термического разложения смещается в сторону более высоких температур. При этом в материалах, содержавших 20-40 КК, разложение проходит в 2 этапа: при низких температурах разлагается фаза КК - 680 - 700 °С , начиная с 750 - 780 °С разлагается КГА. Материалы, содержащие 50-80 КК, разлагаются в одном температурном диапазоне при 720 -760 °С.

5. Изучены закономерности спекания материалов в системе ГА - КК. Установлены особенности формирования микроструктуры и механических свойств при спекании материалов при температурах 620 - 700 °С. Применения активирующей добавки Na2C03 - К2С03, формирующей жидкую фазу при спекании, позволило снизить температуру спекания до 700 °С. Это дало возможность предотвратить термическое разложение композиционной керамики и получить плотные керамические материалы с размером зерен 100-200 нм.

6. В результате применения нанодисперсных порошков и использования среды С02 удалось предотвратить термическое разложение карбонат-содержащих фаз при спекании и получить плотную ультрадисперсную керамику с прочностью при изгибе до 130 МПа.

7. В соответствии с исследованиями растворимости in vitro в жидкостях, моделирующих внеклеточные жидкости организма, было установлено, что с увеличением содержания КК растворимость материалов возрастает, причем растворение происходит по обеим фазам системы -КГАиКК.

8. По данным эксперимента in vitro все материалы не токсичны для клеток, поддерживают адгезию, пролиферации и распластывание фибробластов. Эксперимент in vivo показал, что материал 60/40 ГА/КК биосовместим, поддерживает формирование соединительной ткани и неоваскуляризацию.

Список литературы диссертационного исследования кандидат технических наук Гольдберг, Маргарита Александровна, 2013 год

СПИСОК ЛИТЕРАТУРЫ

9. Global Biomaterial Market (2009-2014) By: marketsandmarkets.com Publishing Date: September 2009 Report Code: ВТ 1026

10. Spector M. Basic principles of tissue engineering. / In: Lynch S.E., Genco RJ., Marx R.E. // Tissue engineering: applications in maxillofacial surgery and periodontics. - Carol stream: Quintessence Publishing. - 1998. -P.3-16.

11. Legeros R.Z. Biodégradation and bioresorption of calcium phosphate ceramics // Clin. Mater. - 1993. - V.14. -P.65-88.

12. Daculsi G, Laboux O, Malard O, Weiss P. Current state of the art of biphasic calcium phosphate bioceramics // J. Mater. Sc.: Mater. Med. - 2003. - V.14. -P. 195-200.

13. Кубарев О.Л., Комлев B.C., Майтц M., Баринов С.М. Биоактивная композиционная керамика в системе гидроксиапатит -трикальций фосфат // Доклады академии наук. - 2007. - Т. 413, №3. - С. 360-363.

14. Chiroff R.T., White E.W., Weber J.N., Roy D.M. Tissue ingrowth of Replamineform implants // J. Biomed. Mater. Res. - 1975. - V.9. - P.29-45.

15. Damien E., Revell P.A. Coralline hydroxyapatite bone graft substitute: a review of experimental studies and biomedical applications // J. Applied Biomaterials and Biomechanics. - 2004. - V.2. - P.65-73.

16. Walsh W.R., Chapman-Sheath P.J., Cain S., Debes J., Bruce W.J.M., Svehla M.J., Gillies R.M. A resorbable porous ceramic composite bone graft substitute

in a rabbit metaphyseal defect model // J. Othop. Res. - 2003 -V.21. - P.655-661.

17. Brecevic L., Nielsen A.E.. Solubility of amorphous calcium carbonate // J. Crystal Growth. - 1989. - V.98. - P.504-510.

18. Heughebaert JC, Nancollas GH. Kinetics of crystallization of octacalcium phosphate // J. Phys. Chem. - 1984. - V.88. - P.2478-2480.

19. Sergeeva N.S., Sviridova I.K., Kirsanova V.A., Akhmedova S.A., Myslevtsev I.V., Shansky Ja.D. Skeleton of corals Acropora as a "gold standard" for development of new materials for bone substitution Ceramics / In: Abstract of 12th Annual Seminar & Meeting Cells and Tissue. Faenza, Italy, 2009. - P. 72.

20. Atlan G., Delattre O., Berland S., LeFaou A., Nabias G., Cot D., Lopez E. Interface between bone and nacre implants in sheep // Biomaterials. - 1999. V.20. - P.1017-1022.

21. Piattelli A, Podda G, Scarano A. Clinical and histological results in alveolar ridge enlargement using coralline calcium carbonate // Biomaterials. - 1997. -V.18. -P.623-627.

22. Guillemin G., Patat J.L., Meunier A. Natural corals used as bone graft substitutes // Bulletin de l'Institut Océanographique de Monaco. - 1995 - V.14, №3. -P.67-77.

23. Arnaud E., de Pollak C., Meunier A., Sedel L., Damien C., Petite H. Osteogenesis with coral is increased by BMP and BMC in a rat cranioplasty // Biomaterials. - 1999. - V.20. - P. 1909-1918.

24. Combes С., Bareille R., Rey C. Calcium carbonate-calcium phosphate mixed cement compositions for bone reconstruction // Journal of Biomedical Materials Research Part A. - 2006. - V.79A, 1.2. - P.318-328.

25. LeGeros R.Z. Properties of osteoconductive biomaterials: calcium phosphates // Clin. Orthop. - 2002 -P.81-98.

26. Dorozhkin S.V., Epple M. Biological and medical significance of calcium phosphates. // Angew.Chem. Int. Ed. Engl. - 2002 - V.41. - P.3130-3146.

27. http://bono-esse.ru, Мазуренко С.О. Остеопороз: диагностика и лечение.

28. Руководство по остеопорозу / Под ред. Л.И. Беневоленской. - М.: Бином. Лаборатория знаний. - 2003. - 524с.

29. Biomaterials - A New Horizon / By Sharath Ghosh. - В10024. - Praxis Business School.

30. Skalak R, Fox CF. Tissue engineering / Granlibakken. - LakeTahoe: Proc wrkshop; New York: Liss. - 1988. - P.26-29.

31.Mrunal S. Chapekar Tissue engineering: Challenges and opportunities // Journal of Biomedical Materials Research. - 2000. - V.53,1.6. - P.617-620.

32. Black J. Biological performance of materials: fundamentals of biocompatibility / CRC Press Taylor and Francis Group. - 2006. - P. 497.

33. Human tissue-engineered products Today's markets and future prospects / A synthesis report prepared by Anne-Katrin Bock, Dolores Ibarreta, Emilio Rodriguez-Cerezo (IPTS-JRC) based on studies conducted by B. Husing, B.

Btihrlen, S. Gaisser, J. Senker, S. Mahdi, C.J. Kirkpatrick (University of Mainz, Germany) October 2003 EUR. - ENEuropean Commission. - 2001.

34. Langer R. and Vacanti J. P. Tissue Engineering. Science - 1993 - V. 260.

35. Баринов C.M., Комлев B.C.. Биокерамика на основе фосфатов кальция. -М.: Наука-2005.-205с.

36. Human tissue-engineered products - Today's markets and future prospects Report EUR 2100 EN Executive Summary

37. Spector M. Biomaterials-based tissue engineering and regenerative medicine solutions to musculoskeletal problems // Swiss Med WKLY. - 2006. - V.136. -P.293-301.

38. John P. Fisher, Antonios G. Mikos, Joseph D. Bronzino Tissue Engineering / Taylor&Francis - 2006. - 594p.

39. Cedola A., Mastrogiacomo M., Burghammer M., Cancedda R., Rustichelli F., Komlev V., Lagomarsino S. X-ray microdiffraction for engineered bone study: scaffold resorption analysis // Acta Cryst. - 2006. - A.62. - P. 40-43.

40. Сергеева H.C., Решетов И.В., Баринов C.M., Свиридова И.К., Кирсанова В.А., Комлев B.C., Фадеева И.В., Ахмедова С.А., Филюшин М.М., Сергеева B.C. Использование пористой наноструктурированной биокерамики в качестве матриксов для клеточных культур с целью замещения костных дефектов при опухолевых заболеваниях головы и шеи // Сибирский онкологический журнал. - 2006. - № S1. - С. 118-119.

41.Г.Н. Берченко Биокомпозиционный наноструктурированный препарат коллапан в инжиниринге костной ткани / Сб. работ V научно-практического семинара Исскуственные материалы в травматологии и ортопедии. - Москва, 2009. - С.7 - 13.

42. И.И. Новиков, К.М. Розин, Кристаллография и дефекты кристаллической решетки: Учебник для вузов. - 1990 - Металлургия -336с.

43. Pan Y., Fleet M. Compositions of the apatite group minerals: substitution mechanism and controlling factors // Reviews in Mineralogy and Geochemistry. - 2002. - V. 48, №1. - P. 13-49.

44. Ross. G. Phosphates: geochemical, geobiological and materials importance. / Edited by Kohn M.J., Rakovan J., Hughes L.M. Geoscience Canada. - 2004. -V. 31,N.l.-P.47-48.

45. Aaron S. Posner, Alvin Perloff, Alfred F. Diorio Refinement of the hydroxyapatite structure // Acta Cryst. - 1958. - V.l 1. - P.308.

46. Toomas Tamm, Merike Peld Computational study of cation substitutions in apatites // Journal of Solid State Chemistiy. - 2006. - V.179. - P.1581-1587.

47. R.Z. LeGeros Calcium Phosphates in Oral Biology and Medicine / Karger AG. -Basel, Switzerland, 1991.

48. J.C. Elliott Structure and Chemistry of the Apatites and other Calcium Orthophosphates / Elsevier. - Amsterdam, 1994.

49. Elena Landi, Anna Tampier, Monica Mattioli-Belmonte, Giancarlo Celotti, Monica Sandri, Antonio Gigante, Paola Fava, Biomimetic Mg- and Mg,C03-substituted hydroxy apatites: synthesis characterization and in vitro behavior // Graziella Biagini Journal of the European Ceramic Society. - 2006. - V.26. -P.2593-2601.

50. R. Z. LeGeros. Variations in the crystalline components of human dental calculus: 1. Crystallographic and spectroscopic methods of analysis // J. Dent. Res. - 1974. - V.53. - P.45-50.

51. H.P. Wiesmann, U. Plate, K. Zierold, H.J. Hohling, Potassium is involved in apatite biomineralization // J. Dent. Res. - 1998. - V.77. - P. 1654-1657.

52. C.H. Suelter, Enzymes activated by monovalent cations // Science. - 1970. -V.168. -P.789-795.

53. H.J. Hohling, H. Mishima, Y. Kozawa, T. Daimon, R.H. Barckhaus, K.D. Richter, Microprobe analyses of the potassiumcalcium distribution relationship in predentin // Scanning Microsc. Int. - 1991. - V.5. - P.247-253.

54. E.G. Nordstrom, K.H. Karlsson, Chemical characterization of a potassium hydroxyapatite prepared by soaking in potassium chloride and carbonate solutions // Biomed. Mater. Eng. - 1992. - V.2. - P. 185-189.

55. H.E1. Feki, T. Naddari, J.M. Savariault, A. Ben Salah, Localization of potassium in substituted lead hydroxyapatite: Pb9.30K0.60(PO4)6(OH)1.20 by X-ray diffraction // Solid State Sci. - 2000 - V.2. - P.725-733.

56. Synthesis and thermal stability of potassium substituted hydroxyapatites and hydroxyapatite/b-tricalciumphosphate mixtures S. Kannan, J.M.G. Ventura, J.M.F. Ferreira // Ceramics International. - 2007. - V.33. - P. 1489-1494.

57. Dahl SG, Allain P, Marie PJ, Mauras Y, Boivin G, Ammann P, et al. Incorporation and distribution of strontium in bone // Bone. - 2001. -V.28, №4. -P.446-453.

58. Marie JP, Ammann P, Boivin G, Rey C. Mechanisms of action and therapeutic potential of strontium in bone // Calcif Tissue Int. - 2001. - V.69. -P. 121-129.

59. Grynpas MD, Hamilton E, Cheung R, Tsouderos Y, Deloffre P, Hott M, et al. Strontium increases vertebral bone volume in rats at a low dose that does not induce detectable mineralization defect // Bone. - 1996. - V.18, №3. - P.253-259.

60. Wilson R.M., Elliott J.C., Dowker S.E.P., Smith R.I. Rietveld structure refinement of precipitated carbonate apatite using neutron diffraction data // Biomaterials - 2004. - V.25. - P.2205-2213.

61. A. Nounah, J.L. Lacout, J.M. Savariault //J. Alloys Comp. - 1992. - V.188 -P.141-146.

62. M. Feodoroff, J. Jeanjean, J.C. Rouchaud, L. Mazerolles, P. Trocellier, P. Maireles-Torres, D.J. Jones // Solid State Sci. - 1999 - V.l - P.71-84.

63. Ito A., Ojima K., Naito H., Ichinose N., Tateishi T. Stimulatory effect of zinc-releasing calcium phosphate implant on bone formation in rabbit femora // J. Biomed. Mater. Res. - 2000. - V.50. - P. 178-183.

64. Фадеева И. В., Бакунова H. В., Комлев В. С., Медвецкий JL, Фомин А. С., Гурин А. Н., Баринов С. М. Цинк- и серебросо держащие гидроксиапатиты: синтез и свойства // Доклады академии наук. — 2012. — Т.442, №6. - С.780-783.

65. Masato Wakamura, Kazuhiko Kandori, Tatsuo Ishikawa Surface structure and composition of calcium hydroxyapatite ssubstituted with Al(III), La(III) and Fe(III) ions // Colloids and Surfaces A: Physicochemical and Engineering Aspects. - 2000 - V.164,1. 2-3. - P. 297-305.

66. Akemi Yasukawa, Kazuhiko Kandori, Hidekazu Tanaka, Keiko Gotoh Preparation and structure of carbonated calcium hydroxyapatite substituted with heavy rare earth ions // Materials Research Bulletin. - 2012. - V.47,1.5. -P. 1257-1263.

67. Z. Opre, J.-D. Grunwaldt, M. Maciejewski, D. Ferri, T. Mallat, A. Baiker Promoted Ru-hydroxyapatite: designed structure for the fast and highly selective oxidation of alcohols with oxygen // Journal of Catalysis. - 2005 - V. 230,1.2.-P. 406-419.

68. Hugs J.M. and Rakovan J. The Crystal Structure of Apatite, In Kohn M.J., Rakovan J., Hughes J.M. // Phosphates: geochemical, geobiological and materials importance. Series: Reviews in mineralogy and geochemistry. - 2002 -V.48.-P. 1-12.

69. Driessen F.C.M. Relation between Apatite Solubility and Anti-cariogenic Effect of Fluoride // Nature. - 1973. - V.243. - P.420-421.

70. Kim H., Noh Y., Koh Y. et al. Enhanced performance of fluorine substituted hydroxyapatite composite for hard tissue engineering // J. of Mater. Sci.: Mat.Med. -2003. -V.16. -P.899-904.

71.Mellberg J.R., Ripa, L.W. Fluoride in Preventive Dentistry: Theory and Clinical Applications / Quintessence Publishing Co. Inc. Chicago. - 1983. -228 p.

72. Sundfeld M., Widmark M., Wennerberg A., et al. Does sodium fluoride in bone cement affect implant fixation? Part I: Bone tissue response, implant fixation and histology in nine rabbits // J. Mater. Sci. Mater. Med. - 2002. V.13, №11. - P. 1037-1043.

73. Sundfeld M, Persson J., Swanpalmer J., et al. Does sodium fluoride in bone cement affect implant fixation Part II: Evaluation of the effect of sodium fluoride additions to acrylic bone cement and the fixation of titanium implants in ovariectomized rabbits // J. Mater. Sci. Mater. Med. - 2002. - V.13, №11.-P.1045-1050.

74. Porter A.E., Patel N., Skepper J.N.S., Best S.M., Bonfield W. Comparison of in vivo dissolution processes in hydroxyapatite and silicon-hydroxyapatite bioceramics // Biomaterials. - 2003. - V.24. - P.4609^620.

75. Carlisle E.M. Silicon: a possible factor in bone calcification. // Science. -1970. -P.167-179.

76. Carlisle E.M. Silicon: a requirement in bone formation independent of vitamin D1 // Calcif. Tissue Int. - 1981. - P.27-34.

77. Самсонов Г.В. и др. Физико-химические свойства окислов. Справочник. / М.: Металлургия. - 1978. - 472 с

78. Elliot J.C. Calcium phosphate biominerals. Phosphates: geochemical, geobiological and materials importance.// Kohn M.J., Rakovan J., Hughes L.M. editors. -2002. - V.48. - P.427-455.

79. Карбридж Д. Фосфор: Основы химии, биохимии, технологии. / М.: Мир. -1982.- 127 с.

80. Вейдерма М.А., Кнубовец Р.Г. Природные фосфаты и фосфатное сырье // Неорг. материалы. - 1984. - Т.20, №6. - С.991-998.

81. С. Rey, В. Collins, Т. Goehl, I. R. Dickson, М. J. Glimcher The Carbonate Environment in Bone Mineral: A Resolution-Enhanced Fourier Transform Infrared Spectroscopy Study // Calcified Tissue International. - 1989. - V.45, 1.3 - P.157-164.

82. Iain R. Gibson, William Bonfield Novel synthesis and characterization of an AB-type carbonate-substituted hydroxy apatite // Journal of Biomedical Materials Research. - 2002. -V.59,1.4. - P.697-708.

83. Гилинская JI.Г., Занин Ю.Н. Факторы стабилизации парамагнитных радикалов С02\ СОз" и С033" в природных карбонатапатитах // Ж. Структур. Химии. - 1998. - Т.39, №5. - С.821-842.

84. Callens F.J., Verbeeck R.M.H., Naessens D.E., Matthys P.F.A., Boesman E.R. Effect of carbonate content on the ESR spectrum near g=2 of carbonated

calciumapatites synthesized from aqueous media // Calcif. Tussue Int. - 1989.

- V.44, №2. - P. 114-124.

85. Metsger D.S., Rieger M.R., Foreman D.W. Mechanical properties of sintered hydroxyapatite and tricalcium phosphate ceramic // J. Mater. Sci.: Mater. Med.

- 1999. — №1. -P.9-17.

86. Brown W.E., Chow L.C. Chemical properties of bone minerals // Annual Rev. Mater. Sci. -1976. - V.6. -P.213-235.

87. Kiihl G., Nebergal W.H. Hydrogenphosphat- und carbonat apatit // Z. Anorg. Allgem. Chem. - 1963. - V.324. - P.313-320.

88. Vignoles C. Contribution â l'étude de l'influence des ions Alcalins sur la carbonation dans les sites de type B / Thèse. L'institut National Polytechnique de Toulouse. - Toulouse, France, 1984. - P.32-36.

89. Bonel G. Contribution à l'étude de la carbonation des apatites. I. Synthèse et etude des propriétés physico-chimiques des apatites carbonatées du type A // Ann. Chim.-1972. - V. 147.-P.65-88.

90. Barralet J., Best S., Bonfield W. Carbonate substitution in precipitated hydroxyapatite: An investigation into the effects of reaction temperature and bicarbonate ion concentration // J. Biomed. Mater. Res. - 1998. - V.41. - P.79-86.

91. Nelson D.G.A., Featherstone J.D.B. Preparation, analysis and characterization of carbonated apatites // Calsif. Tiss. Int. - 1982. - V.34. - P.569-581.

92. S. M. Barinov, J. V. Rau, S. Nunziante Cesaro, J. Durisin, I. V. Fadeeva, D. Ferro, L. Medvecky, G. Trionfetti Carbonate release from carbonated hydroxyapatite in the wide temperature rage // J Mater Sci: Mater Med. - 2006. - V.17. - P.597-604.

93. Baralet J. E., Knowles J.C., Best S., Bonfield W.// J. Mater. Sci.: Med. - 2002. -V.13.-P 629-633.

94. Bernache-Assollant D., Ababou A., Champion E., Heughebaert M. Sintering of calcium phosphate hydroxyapatite СаЮ(Р04)6(0Н)2 I. Calcination and particle growth // J. Europ. Ceram. Soc. - 2003. - V.23, № 2. - P.229-241.

95. Juang N.Y., Hon M.N. Surface chemistry of bioactive glass-ceramics // Biomaterials. -1996. -V. 17, № 21. -P.2054.

96. Barinov S.M., Bibikov V.Yu., Durisin J., Fadeeva I.V., Ferro D., Komlev V.S., Medvecky L., Cesaro S. N., Rau J.V. Sintering of porous carbonated apatite bioceramics // Powder Met. Progr. - 2004. - V. 4, N 2. - P. 95-103.

97. Barralet, J., Knowles, J. C., Best, S. M. and Bonfield, W., Thermal decomposition of synthesised carbonate hydroxyapatite. // J. Mater. Sci.: Mater. Med. -2002. - V.13 -P.529-533.

98. Вересов А.Г., Путляев В.И., Третьяков Ю.Д. Химия неорганических биоматериалов на основе фосфатов кальция. // Рос. хим. ж. - 2004. -Т.48, №4. - С.52-64.

99. Zhang Q., Chena J., Fenga J., Caoa Y., Denga C., Zhanga X. Dissolution and mineralization behaviors of HA coatings // Biomaterials. - 2003. - V.26. -P.4741-4748.

100. LeGeros, R.Z. Lin, S.; Rohanizadeh, R.; Mijares, D.; LeGeros, J.P. Biphasic calcium phosphate bioceramics: preparation, properties and applications. // J. Mater. Sci. Mater. Med. - 2003. - V.14. - P.201-209.

101.Kwon S-H., Jun Y-K., Hong S-H., Kim H-E. Syntesis and dissolution of p-TCP and HA/p-TCP composite powders // J. Eur. Ceramic Society. - 2003. -V.23. -P.1039-1045.

102. S. Yamada, D. Heymann, J.-M. Bouler, G. Daculsi Osteoclastic resorption of calcium phosphate ceramics with different hydroxyapatite/p-tricalcium phosphate ratios //Biomaterials. - 1997. - V.18,1.15. -P.1037-1041.

103. Y.L. Chang, C.M. Stanford, J.C. Keller // J. Biomed. Mat.Res. - 2000. V.52. -P.270.

104. Esther W.H. Bodde, Joop G.C. Wolke, Rick S.Z. Kowalski, John A. Jansen Bone regeneration of porous P-tricalcium phosphate (Conduit™ TCP) and of biphasic calcium phosphate ceramic (Biosel®) in trabecular defects in sheep //Journal of Biomedical Materials Research Part A. - 2007. - V.82A, 1.3. -P.711-722.

105.R.Z. Legeros, G. Daculsi in "CRC Handbook of bioactive ceramics" / edited T. Yamamuro, L. Hench, J. Wilson-Hench. // CRC Press Boca Raton. - 1990. - P.17.

106. Dickens, В.; Bowen // J. S. J. Res. Natl. Bur. Stand., Sect. A: Phys. Chem. -1971.-V.75-P.27.

Ю7.Бетехтин А.Г. "Курс минералогии" / Москва: Государственное издательство геологической литературы. - 1951. - 543с.

108. Nora Н. de Leeuw* and Stephen С. Parker Surface Structure and Morphology of Calcium Carbonate Polymorphs Calcite, Aragonite, and Vaterite: An Atomistic Approach. // J. Phys. Chem. B. - 1998. -V.102. - P.2914-2922.

109. Deer, W. A.; Howie, R. A.; Zussman J. Introduction to the Rock Forming Minerals / Longman: Harlow, UK - 1992.

110. J.L. Wray, A. Farringtdo Precipitation of Calcite and Aragonite // Journal of the American chemical society. - 1996. - V.2.

111. Muller-Mai C, Voigt C, De Almeida S, Reis R, Herbst H, Gross UM. Substitution of natural coral by cortical bone and bone marrow in the rat femur // J Mater Sci Mater Med. - 1996. - V.7. - P.479-488.

112. H Liao, H Mutvei, M Sjostrom, L Hammarstrom, J Li // Biomaterials - 2000. — V.21,1.5. — P. 457^168.

113. http://www. ecosur. mx/CORALES/acropora_cervicornis. htm

114.1. Halikia, L. Zoumpoulakis, E. Christodoulou, D. PrattisKinetic study of the thermal decomposition of calcium carbonate by isothermal methods of analysis // The European Journal of Mineral Processing and Environmental Protection. -2001. - V.l, No.2. - P. 89-102.

115. Rodríguez-Navarro, С., Ruiz-Agudo, E., Luque, A.,Rodríguez-Navarro, А. В., OrtegaHuertas, M. Thermal decomposition of calcite: mechanisms of formation and textural evolution of CaO nanocrystals // American Mineralogist. - 2009. - V.94, No.4. - P.578 - 593.

116. F. Heilmann О. C. Standard F. A. Muller M. Hoffman Development of graded hydroxy apatite/CaC03 composite structures for bone ingrowth //J Mater S ci: Mater Med. - 2007. - V. 18. - P. 1817-1824.

117. Vladimir S. Komlev, Serguei M. Barinov, Elena V. Koplik A method to fabricate porous spherical hydroxyapatite granules intended for time-controlled drug release //Biomaterials. - 2002. - V.23,1.16. - P.3449-3454.

118. Власов A.C., Дрогин B.H., Ефимовская T.B. Лабораторный практикум по микроскопическим и рентгеновским исследованиям керамики. - М.: МХТИ.- 1980.-64с.

119. Volker Schwartz. Fractionated combustion analysis of carbon in forest soils -new possibilities for analysis and characterization of different soils // Fresenius J Analytical Chemistry. - 1995. - V.351 - P.629-631.

120. B.R. Stanmore, J.F. Brilhac, P. Gilot. The oxidation of soot: a review of experiments, mechanisms and models // Carbon 2001. - V.39 - P.2247-2268.

121.Полубаяринов Д.Н., Попильский Р.Я Практикум по технологии керамики и огнеупоров. / М.: Изд-во литературы по строительству, 1972. -345с.

122. Patent pending, Turkish Patent Institute // Turkey, Appl.№99/0037,11 - 1999.

123. E. Beniash, J. Aizenberg, L. Addadi, S. Weiner Amorphous calcium carbonate transforms into calcite during sea urchin larval spicule growth // Proc. R. Soc. bond. B. - 1997. - 264. - P.461-465.

124. Flemming A.Andersen, Ljerca Brecevic Infrared Spectra of Amorphous and Crystalline Calcium Carbonate // Acta Chem. Scand. - 1991. - V.45 - P. 10181024.

125.LeGeros R.Z., Trautz O.R., Klein E., LeGeros J.P. Two types of carbonate substitution in the apatite structure // Experimentia. - 1969. - V.25. - P.5-7.

126. B.B. Смирнов, Бакунова H. В., Баринов С. М., Гольдберг М. А., Куцев С. В., Шворнева JI. И. Влияние времени старения порошков СаСОз на спекание и свойства керамики // Неорганические материалы. - 2012. -Т.48, № 5. - С.631-636.

127. Т. R. Ingraham, P. Marier, Kinetic studies on the thermal decomposition of calcium carbonate // The Canadian Journal of Chemical Engineering. - 1963. -V.41,1.4. -P.170-173.

128. Смирнов B.B., Баринов C.M., Фомин A.C. и др. Низкотемпературная карбонаткальциевая керамика // Перспективные материалы. - 2009. - № 2. - С.1-4.

129.Бакунов B.C., Беляков А.В., Лукин Е.С., Шаяхметов У.Ш. Оксидная керамика и огнеупоры. Спекание и ползучесть: учеб. пособие. / М.: РХТУ им. Д.И. Менделеева. - 2007. - 584 с.

130.Barinov S., Komlev V. Calcium Phosphate Based Bio ceramics for Bone Tissue Engineering. / Zuerich: Trans Tech Publications Inc. - 2008. - 170 p.

131. Torn Tonegawa, Toshiyuki Ikoma, Tomohiko Yoshioka, Nobutaka Hanagata, Junzo Tanaka Crystal structure refinement of A-type carbonate apatite by X-ray powder diffraction // J Mater Sci. - 2010. - V.45. - P.2419-2426.

132.LeGeros R., Lin S., Rohanizaden R., Mijares E.D., LeGeros J.P. Biphase xcalcium phosphate bioceramics: Preparation, properties and applications // J. Mater. Sci. Mater. Med. -2003. - V. 14. -P.201-209.

!

(/