Биокерамика на основе фосфатов кальция

Российская академия наук

Институт физико-химических проблем керамических материалов

С.М. Баринов, В.С. Комлев

Биокерамика на основе фосфатов кальция

Москва, 2005

Аннотация

Баринов С.М., Комлев В.С. Биокерамика на основе фосфатов кальция. - М.: Наука, 2005. - с. - ISBN 5-02-033724-2 (в обл.).

Книга посвящена химии, технологии, исследованиям структуры и свойств материалов медицинского назначения на основе фосфатов кальция. Для реконструкции дефектов, возникающих в результате травм, заболеваний, операционного вмешательства в костной хирургии и стоматологии, до недавнего времени использовали только ауто- или аллотрансплантаты. В последние годы усилия исследователей при замещении костных дефектов направлены на создание синтетических материалов, наиболее перспективные из которых - материалы на основе фосфатов кальция. Порошки, гранулы, самотвердеющие цементы, керамика, покрытия из фосфатов кальция уже широко применяются в медицинской практике.

Для специалистов в области неорганической химии, медицинского материаловедения, биохимии и биомеханики, практической медицины, студентов, аспирантов.

Barinov S.M., Komlev V.S. Calcium phosphate based bioceramics. - M.: Science, 2005. -

Chemistry, technology, and results of structural study and properties evaluation of biomedical calcium phosphate base materials are discussed. To reconstruct defects due to diseases, trauma events and post-surgery, the allo- and autografting techniques have recently been applied. At present, attempts are directed towards the development and application of synthetic grafting materials, the most prospective of those being calcium phosphate materials. Powders, granules, self-setting cements, ceramics, and coatings are now widely used in medicine.

For specialists dealing in the fields of inorganic chemistry, medicine materials science, biochemistry and biomechanics, practical medicine, and also for high-school students and post-graduated students.

Оглавление

предисловие

Введение

1. Биологическая костная ткань: состав, строение, свойства

2. Ортофосфаты кальция

2.1 Структура ортофосфатов кальция

2.2 Изоморфные замещения

3. Синтез и спекание порошков ортофосфатов кальция

3.1 Синтез ортофосфатов кальция

3.2 Термическая стабильность и особенности спекания фосфатно-кальциевой керамики

4. Материалы на основе фосфатов кальция

4.1 Гранулы

4.2 керамика

4.3 Композиционные материалы

4.4 Фосфатно-кальциевые цементы

4.5 Покрытия

5. Некоторые аспекты взаимодействия фосфатов кальция с физиологической средой

Заключение

литература

Предисловие

В последние годы значительное внимание уделяется созданию керамических материалов медицинского назначения, предназначенных для использования при реконструкции дефектов костных тканей, образующихся в результате патологических изменений в организме, обширных хирургических вмешательств или травм. Использование материалов на основе фосфатов кальция, характеризующиеся биологической совместимостью с тканями организма и активностью по отношению к соединению с костной тканью и формированию новой костной ткани, предоставляет уникальные возможности в этом направлении. Разработано и изучено много вариантов использования керамических материалов в организме: от спеченных имплантатов, несущих физиологические нагрузки, до цементов, применяемых для пластики костных дефектов, керамических средств локализованной и пролонгированной доставки лекарственных препаратов в организм, биоактивных покрытий, обеспечивающих интеграцию имплантата с костной тканью, и пористых матриксов для клеточных технологий реконструкции костных тканей. Проблема керамики в медицине - междисциплинарная. В предлагаемой вниманию читателей книге рассмотрены, главным образом, аспекты химии и химической технологии материалов на основе ортофосфатов кальция; приводятся также результаты исследований, позволяющие сделать определенные выводы о перспективности тех или иных материалов и технологий. Книга имеет концептуальный характер, в ней изложены не только результаты собственных исследований авторов, но и сделана попытка обобщения и систематизации существующих в мировой литературе данных. Книга может представлять несомненный интерес для специалистов в области неорганической химии, керамической технологии, медицинского материаловедения и ученых, занятых в смежных областях - биологии, медицине.

Введение

Миллионы людей подвержены поражениям костных тканей в результате патологических заболеваний, таких как остеомиелит, остеосаркома, остеопороз, или травм. Современное состояние хирургии, например в онкологии, позволяет спасти жизнь многим пациентам за счет новой техники расширенных хирургических вмешательств, которые, однако, приводят к значительным послеоперационным костным дефектам. С античных времен медики ищут способы реконструкции костных тканей посредством замещения дефекта имплантатом для обеспечения возможности нормального функционирования поврежденного органа, например, нести физиологические нагрузки. Проблема состоит в материале для имплантата. В идеальном случае материал должен быть биологически совместимым с тканью, то есть вызывать адекватный отклик со стороны организма, не быть токсичным, не вызывать отрицательных иммунных и других реакций со стороны организма, не отторгаться организмом как инородное тело, и быть биологически активным, то есть образовывать непосредственную связь с биологической системой с образованием на нем или замещением его костной тканью и, желательно, индуцировать процессы образования костной ткани. Имплантат должен сохранять свои функциональные качества в течение определенного периода времени, не изменяя существенно свою структуру и механические свойства.

Многие материалы были опробованы для этой цели. Изначально предпочтение отдавалось биологически инертным, то есть не токсичным и устойчивым к биохимическим воздействиям организма материалам: коррозионно-стойким металлам (титан и его сплавы, нержавеющая сталь и др.), керамике (корундовая, диоксид-циркониевая керамика) и пластмассам (полиметилметакрилат, высокомолекулярный полиэтилен). Однако биоинертные материалы нашли лишь ограниченное применение в реконструктивно-восстановительной хирургии из-за неизбежных реакций отторжения. Возможно, наиболее распространенная конструкция из биоинертных материалов это эндопротез тазобедренного сустава. Способность его деталей к интеграции с костной тканью может быть достигнута нанесением биоактивных покрытий.

Для замещения костных дефектов используют термически обработанные для удаления органической составляющей алло - или аутографты. Первые представляют собой «мертвую» костную ткань донора, вторые - костную ткань самого пациента. Применение для имплантации аллографтов связано с опасностью инфицирования, отрицательных иммунных реакций, неконтролируемой резорбируемостью имплантата. Использование же аутографтов связано с необходимостью вторичных хирургических вмешательств для извлечения участка здоровой кости, что может быть проблематично для здоровья пациента и практически нереально в случае необходимости замещения объемных дефектов. Долгое время существовало мнение, что полной биологической совместимостью обладают только аутогенные ткани. Тем не менее, усилия исследователей были направлены на создание синтетических материалов, которые воспринимались бы организмом почти как аутогенная ткань.

Значительный прогресс достигнут при использовании биологически активных материалов на основе веществ, изначально близких по химическому и фазовому составу к костной ткани, либо способных к образованию таких веществ на своей поверхности в результате биомиметических процессов взаимодействия с окружающими тканями и жидкостями организма. К первой группе биоактивных материалов для костной имплантации относятся некоторые ортофосфаты кальция, структура, технология и свойства которых изучаются в течение многих лет [1-15], а также являются предметом интенсивных исследований в настоящее время, некоторые результаты которых рассмотрены в настоящей книге. Принципиально другой класс биоактивных материалов - это биостекла и биоситаллы [6,16-19].

Под понятием биологическая активность подразумевается способность синтетического материала активно взаимодействовать с окружающими тканями с образованием непосредственной связи с ними, проявляя остеокондуктивность и (или) остеоиндуктивность. Остеокондуктивность - это способность материала к адгезии и связыванию остеогенных клеток, обеспечению биологических потоков, неоваскуляризации, и поддержанию процессов пролиферации и дифференцировки клеток из окружающей живой ткани, с образованием непосредственной связи с костной тканью или быть постепенно замещаемым новообразующейся тканью, тогда как остеоиндуктивность - это способность материала индуцировать дифференцировку клеток в остеообразующие (хондроциты, остеобласты) из окружающих некостных тканей на его поверхности [20]. Возможно сочетание остеокондуктивного и остеоиндуктивного поведения, если материал оказывает влияние на функции клеток, например усиливая эффективность дифференцировки мезенхимальных стволовых клеток в остеообразующие при культивировании первых на биоактивном материале.

Однако возможности непосредственного имплантирования конструкции, изготовленной из биоактивного керамического материала, для реконструкции органа с поврежденной костной тканью весьма ограничены. Причина состоит в низких показателях механической прочности, в том числе усталостной, и трещиностойкости биокерамики, биостекол и биоситаллов, которые существенно, в 10-100 раз ниже, чем у естественной костной ткани [21]. Особенно важное значение имеет рассогласование модулей упругости керамики и костной ткани. Для нормального функционирования кости опорно-двигательного аппарата необходимы физиологические нагрузки, экранирование которых материалом с более высоким модулем упругости (керамика) может привести к деградации костной ткани. Поэтому керамические имплантаты могут быть использованы только для не несущих значительные физиологические нагрузки органов, и с определенной степенью риска. При этом необходимо учитывать влияние среды организма, ускоряющие процессы разрушения материала (диссоциативная хемосорбция и другие механизмы так называемой "коррозии под напряжением") [21-24].

Революцией в реконструктивно-восстановительной костной хирургии можно считать разработку принципиально нового метода, названного инженерией костной ткани (bone tissue engineering), который мог бы представляться фантастическим всего лишь десятилетие назад [20,26,27]. Согласно этому методу, организм сам может восстанавливать поврежденную ткань, если для этого созданы надлежащие условия, а именно если имеется матрикс соответствующей архитектуры, на котором происходит наращивание ткани, и необходимые стимулы для остеогенеза. Более детально, метод инженерии костной ткани состоит в культивировании стромальных стволовых клеток пациента и определенных биомолекул в биологически совместимом с организмом, остеокондуктивном пористом матриксе. Затем такой имплантат помещается в дефект кости. В результат пролиферации и дифференцировки стромальных клеток происходит формирование новой костной ткани в поровом пространстве матрикса в соответствии с заложенной генетической информацией. Естественно, что должны использоваться стволовые клетки самого пациента, обладающие достаточно высокой активностью к пролиферации и дифференцировке в остеообразующие клетки. В матрикс могут вводиться также морфогенетические, придающие свойства остеоиндуктивности, и другие протеины, факторы роста, белки (коллаген), лекарственные препараты.

Можно представить себе следующую ситуацию, схематически представленную на рис.1 [20]. С помощью томографа и компьютерного моделирования производится проектирование трехмерной архитектуры матрикса с учетом всех анатомических особенностей (строение кости, расположение кровеносных сосудов, нервных окончаний и т.д.). Матрикс может быть изготовлен различными методами, например стерео литографией или шликерным литьем керамической суспензии с последующим спеканием. В матриксе культивируют стромальные стволовые клетки пациента и такую композиционную конструкцию выдерживают в специальном реакторе с добавлением протеинов, факторов роста и дифференцировки, и других необходимых для жизнедеятельности клеток препаратов. Затем эта «живая» конструкция имплантируется пациенту, причем она обладает способностью адаптироваться к динамически изменяющимся физиологическим условиям в организме и эволюционировать во времени таким же образом, как это делала бы собственная костная ткань пациента.

Проблема имеет интердисциплинарный характер, но ключевым моментом для развития технологии является создание материала, который должен удовлетворять определенным требованиям. Помимо того, что материал должен быть биосовместимым и биоактивным, обладая заданной кинетикой биорезорбции в организме и постепенно замещаясь костной тканью, он должен быть также достаточно технологичным, чтобы из материала можно было изготовить требуемую по форме, размерам и структуре конструкцию для имплантации. Конечно, материал должен быть достаточно прочным, чтобы орган мог выдерживать без разрушения физиологические нагрузки в переходный период.

Многие материалы были опробованы для изготовления матриксов, наиболее перспективными представляются некоторые полимеры, кальций-фосфатная керамика и биостекла. Несмотря на значительные преимущества по технологичности и механическим свойствам, биосовместимые полимеры обладают существенным недостатком из-за возможной токсичности продуктов их деструкции, либо несовместимой с процессом остеогенеза кинетикой резорбции. Поэтому значительные усилия исследователей направлены на разработку керамических матриксов. Идеальным для этой цели представляется использование апатитовой кальций-фосфатной керамики, поскольку минеральная составляющая костной ткани представлена, в основном, гидроксиапатитом кальция. Керамика должна иметь достаточно большую открытую пористость, поры должны быть взаимосвязанными для обеспечения биологических потоков и достаточно крупными - для обеспечения жизнедеятельности остеобластов, строящих костную ткань. Полагают, что минимальный размер открытых пор должен быть порядка 150 мкм. Керамика должна быть достаточно прочной, способной выдерживать нагрузки в период процесса формирования новой костной ткани, и медленно резорбируемой во времени, сохраняя свою структур и свойства, по крайней мере в течение 2-3 месяцев периода имплантирования. Она должна активно адсорбировать протеины из плазмы крови, для чего желательно наличие тонких пор и шероховатость поверхности. Такой керамический матрикс может быть пропитан лекарственными препаратами для локальной и пролонгированной их администрации в окружающие ткани, например для подавления инфекций, которые могут быть занесены при манипулировании.

Технология керамических материалов включает операции формования из керамической массы так называемой сырой заготовки и последующее спекание. Спеченным керамическим блокам подчас трудно придать необходимую форму и точно подогнать по размерам к заполняемому дефекту кости, имеющиеся зазоры на границе раздела керамика-кость усложняют процесс интеграции. Решение проблемы найдено посредством применения костных цементов, схватывающихся и твердеющих in situ при заполнении дефекта. Для пластики костных тканей и в стоматологии широко применяют кальций-фосфатные цементы. Схватывание в таких системах может быть основано на двух типах взаимодействий. Первое - это химическая реакция относительно основного ортофосфата с относительно кислым с образованием в результате нейтрального ортофосфата (рН = 7), в частности гидроксиапатита. Второй тип взаимодействий основан на гидратации, например бета-модификации трехкальциевого фосфата с образованием гидроксиапатита [28].

Гидроксиапатит (ГА) - наиболее устойчивый к резорбции внеклеточными жидкостями организма ортофосфат кальция - является основной минеральной составляющей костной ткани, зубной эмали и дентина. ГА играет важнейшую роль во многих физиологических процессах, происходящих в организме человека [28,29]. Перенасыщенность биологических жидкостей организма ионами кальция и фосфат-ионами обеспечивает протекание процессов минерализации. В частности, слюна обладает минерализующими свойствами, защищая зубы при патологических процессах. ГА является кальцификатом, развитие которого может приводить к поражению сердечного клапана и сосудов [31]. Полагают, что механизмы минерализации сердечного клапана аналогичны таковым для костной ткани; образование и рост кристаллов ГА происходит из крови под матричным контролем коллагена, к которому ГА имеет кристаллографическое соответствие [31]. Депо кальция и фосфора в организме, образующееся за счет костного скелета, является главным фактором процессов минерализации и естественных процессов остеогенеза [29]. Естественно поэтому внимание к ГА и другим ортофосфатам кальция как к потенциально наиболее биологически совместимым и активным материалам.

Первое исследование по применению фосфата кальция (трехкальциевый фосфат) in vivo относят к 1920 г. [32]. В последующие годы были изучены различные ортофосфаты [33], в том числе ГА [34]. Значительный вклад в науку о фосфатах кальция внесли отечественные ученые, особенно школы Института общей и неорганической химии им. Н.С.Курнакова РАН (И.В.Тананаев, В.П.Орловский), Московского Государственного университета им. М.В.Ломоносова (Ю.Д.Третьяков, И.В.Мелихов, Б.И.Лазоряк), Российского химико-технологического университета им. Д.И.Менделеева (П.Д.Саркисов, Н.Ю.Михайленко, Е.С. Лукин, А.С. Власов).

Интенсивные исследований в области биологического поведения ГА и других ортофосфатов начаты лишь в 70-х годах 20 в. [35-37]. Х.Аоки с сотр.[35] и М.Ярчо с сотр. [36] доказали биосовместимость ГА в экспериментах in vivo. Это стимулировало исследования взаимодействия фосфатной керамики с тканями и жидкостями организма для установления механизмов остеокондуктивности. Важным является открытие Т.Кокубо роли свободных радикалов на поверхности для процесса осаждения апатитоподобных фаз из внеклеточных жидкостей организма [38]. Примерно одновременно Берченко Г.Н с соавт. [39] и Х.Огуши с соавт. [40] открыли эффект положительного влияния клеток костного мозга на биоактивность ГА-имплантатов и выдвинули гипотезу о возможности управления процессом остеогенеза. Данное открытие привело к концептуальному изменению подхода к проблеме замещения и восстановления поврежденной костной ткани, к клеточным технологиям - инженерии костной ткани. В то же время не прекращаются исследования в области совершенствования составов и технологии керамики с целью регулирования ее химических (кинетика растворения) и механических (несущая способность имплантируемой конструкции) свойств, микроструктуры (требуемая пористость для обеспечения биологических потоков) и биологического поведения (взаимодействие с протеинами и клетками). Созданы разнообразные композиционные материалы на основе ГА, в том числе с биополимерами [41,42]. Параллельно разрабатывается цементная технология заполнения дефектов костной ткани и создаются неформованные, твердеющие in situ цементные материалы на основе ортофосфатов. Разрабатываются керамические материалы, предназначенные для локальной и пролонгированной администрации лекарственных препаратов в организм человека, что необходимо в случае терапии таких заболеваний, как остеомиелит. В настоящее время материалы на основе ГА и других ортофосфатов кальция находят широкое применение в медицинской практике: в стоматологии, травматологии и ортопедии [43-46]. Разработка новых медицинских клеточных технологий инженерии костной ткани представляет собой, по-видимому, самое перспективное и актуальное направление, особенно в связи с необходимостью реабилитации больных после расширенных хирургических вмешательств, например в онкологии.

Вопросы риска, связанного с использованием клеточных технологий инженерии костных тканей, обсуждались на специальном заседании Комитета Европейской Комиссии [47]. В заключительном документе Комитета отмечено, что потенциальный риск таких технологий достаточно низок, ниже, чем например ксенотрансплантации, поскольку источником биологического материала является сам пациент. Существует опасность внесения инфекции при манипулировании, как, впрочем, и при других хирургических вмешательствах, остаются невыясненными некоторые биологические последствия взаимодействия клеточных культур с материалом матрикса. Последнее, в случае описанной керамики, вряд ли приведет к существенным отрицательным последствиям, поскольку гидроксиапатит и материалы на его основе широко применяются без противопоказаний в клинической практике в течение более двух десятилетий. Более детально ознакомиться с возможными рисками при использовании технологии инженерии тканей можно, прочитав статью проф. Д.Уильямса, одного из инициаторов этого движения и внесшего большой вклад в его развитие [48]. Можно отметить высокую степень оптимизма в заключении о том, что ситуация в инженерии тканей выйдет на уровень фармацевтического производства и пока еще высокие затраты на производство и лечение вполне оправдываются клиническим результатом, который часто вообще недостижим при использовании традиционных методов реконструктивно-восстановительной хирургии. К началу 2001 г. капитал 16 основных компаний, занятых в производстве материалов для инженерии тканей, достиг 2,6 млрд. долл. США, с ожидаемым увеличением капитала до 20% в год. Однако, продукция таких компаний все еще имеет пометки «для исследований» или «экспериментальная продукция». Несмотря на это обстоятельство (ограниченные возможности страхования последствий), многие пациенты уже не видят альтернативного способа восстановления качества их жизни.

В предлагаемой вниманию читателей книге сделана попытка обобщения результатов разработок в области химической технологии фосфатов кальция и различных материалов на их основе с учетом существующих тенденций развития исследований в этой важнейшем направлении. Из-за ограниченности объема книги, авторы не претендуют на детальное рассмотрение всех аспектов проблемы, особенно биологических. Авторы старались в возможно большей степени представить результаты собственных исследований, но не отдельно, а в контексте всего изложения. В Институте физико-химических проблем керамических материалов РАН разработаны оригинальные методы синтеза различных ортофосфатов кальция с анионными и катионными замещениями, проведены уникальные исследования термической стабильности некоторых замещенных ортофосфатов. Созданы оригинальные технологии изготовления пористых сферических гранул и керамических матриксов с бимодальным распределения пор, которые могут быть использованы в системах администрации лекарственных препаратов и в клеточных технологиях реконструкции дефектов костной ткани. Установлены закономерности спекания ряда керамических материалов, в том числе с использованием активирующих спекание добавок, и выявлены некоторые новые аспекты фазообразования. Разработаны композиционные материалы на основе ортофосфатов кальция с биополимерами, обладающие существенно (до 10 раз) повышенными механическими свойствами по сравнению с пористой керамикой и, в то же время, достаточной открытой пористостью для эффективности процесса остеоинтеграции. Внесен вклад в изучение и создание новых цементных систем. Исследованы новые, перспективные технологии нанесения фосфатно-кальциевых покрытий на титановые имплантаты. Большинство разработанных материалов аттестованы in vitro и in vivo. Наука о биоматериалах - междисциплинарная и успешное выполнение исследований по данной проблеме невозможно без научного взаимодействия с коллективами, занятыми в смежных областях знаний. Авторы высоко ценят помощь, оказанную учеными и специалистами Московского научно-исследовательского онкологического института им. П.А.Герцена (Решетов И.В., Сергеева Н.С., Свиридова И.К., Кирсанова В.А.), ЗАО Полистом (Курдюмов С.Г.), НСИ Института исследования материалов, Италия (Д.Ферро, Дж. Рау), Института исследования материалов САН, Словакия (Ю. Дюришин, Л. Медвецки), Медицинского факультета Университета Мио, Япония (М. Хасегава, А. Учида), Университета Анконы, Италия (Ф. Рустикелли). Ряд экспериментальных разработок выполнен при поддержке РФФИ (№ 03-03-32230), Правительства Москвы, Фонда содействия отечественной науке и Программы Минобрнауки РФ «Развитие научного потенциала высшей школы».

1. Биологическая костная ткань: состав, строение, свойства

Важно знать физические, химические и механические свойства естественной кости, потому что они дают необходимые количественные ориентиры при разработке новых материалов для изготовления медицинских имплантатов. Биологические твёрдые ткани являются минерально-органическими композитами со сложной микроструктурой.

У взрослого человека различают два главных типа кости - кортикальная и трабекулярная (рис.2). Кортикальная кость (плотная и компактная) составляет внешнюю часть всех скелетных структур. До 80 % скелета состоит из кортикальной кости, главной функцией которой является обеспечение механической прочности, но она может участвовать и в метаболическом ответе при тяжелом или длительном минеральном дефиците.

Трабекулярная или губчатая кость находится внутри длинных костей, особенно в концевых частях, в телах позвонков, во внутренних частях таза и в других крупных плоских костей. Она представляет собой сеть из тонких анастомозирующих костных элементов, называемых трабекулами. В ее основном веществе содержится меньше неорганического материала (60-65 %), чем в основном веществе компактной кости. Органическое вещество состоит главным образом из коллагеновых волокон. Пространства между трабекулами заполнены мягким костным мозгом. Трабекулярная кость также обеспечивает механическую поддержку, особенно в позвоночнике. Метаболически она более активна, чем кортикальная кость и обеспечивает начальные поставки солей в условиях их острого дефицита [49].

Структурно-функциональной единицей кости является остеон, представляющий собой микроскопическую систему костных трубок (цилиндров), вставленных друг в друга. Центром системы является питающий канал диаметром от 10 до 100 мкм, внутри которого проходит кровеносный капилляр. Количество костных цилиндров, составляющих остеон, может колебаться от 4 до 20. Из остеонов состоит компактное вещество кости, а губчатое вещество кости представляет собой пористую матрицу. Снаружи кость покрыта тонкой соединительной тканью (надкостницей), содержащей сосуды и нервы, которые проникают в толщу кости через так называемые питательные отверстия [21,50,51].

Кость является минерально-органическим композиционным материалом, главными составляющими которого являются коллаген (20 %), фосфат кальция (69 %) и вода (9 %). Другие органические материалы, типа белков, полисахаридов, липидов и т.д., представлены в малых количествах [51]. Коллаген находится внутри костной ткани в виде микроволокон диаметром от 100 до 2000 нм. Коллаген - это белок, первичная структура которого складывается из повторяющихся последовательностей триплетов аминокислот глицин-X-Y, где Х и Y позиции чаще заняты, соответственно, аминокислотами пролином и гидроксипролином. Эти повторяющиеся последовательности позволяют трем коллагеновым полипептидам (называемым альфа-цепями) формировать полужесткие, очень стабильные трехспиральные молекулы. Они могут быть гомополимерными (три идентичные альфа-цепи) и гетерополимерными (две или три разные альфа-цепи). В настоящее время идентифицировано более 25 различных альфа-цепей, из которых формируется до 14 разных типов коллагеновых молекул; некоторые из них являются тканеспецифичными [49]. За исключением хряща и базальных мембран, в соединительной ткани доминирует первый тип коллагена, который является гетерополимером и содержит две альфа1 (1)-цепи и одну альфа2 (1)-цепь.

Фосфат кальция представлен в виде закристаллизованного или частично закристаллизованного гидроксиапатита (ГА) или аморфного фосфата кальция (АФК), обеспечивая жесткость кости. Соотношение между аморфной и кристаллической структурой в костной ткани - величина переменная и определяется многими факторами, в том числе возрастными. В работах [52-53] показано, что при одной и той же минеральной плотности костной ткани с минеральным матриксом, различие в соотношении содержания ГА и АФК может достигать 28%. Процесс формирования кристаллических структур из аморфных происходит постепенно. Каждый вновь образованный минерал с момента появления минерального ядра (тонкий слой фосфата кальция, расположенного между фибриллами коллагена) медленно растет, достигая толщины приблизительно 3 нм, что соответствует максимальному размеру межфибриллярного промежутка. Переход из аморфной фазы в кристаллическую требует времени, и одновременно с этим изменяется соотношение химических элементов, входящих в состав минерала, в том числе кальция и фосфора.

Кристаллы имеют вид игл длиной приблизительно 40-60 нм, шириной 20 нм, и толщиной 1,5-5 нм [50]. Минеральный компонент кости содержит примеси ионов фтора, магния, натрия, СО₃^2- и др. [21] (табл. 1). Все эти анионы и катионы имеют важное значение для физиологии костной ткани. Например, карбонат группы в Б-положении (замещение групп РО₄^3-) увеличивают резорбируемость костной ткани, то есть влияют на процессы растворения-осаждения апатита с участием внеклеточных жидкостей организма. Кроме того, карбонат-группы играют важную роль в биохимических взаимодействиях костной ткани с плазмой крови. Ионы магния принимают участие в процессах адгезии клеток. Ионы фтора регулируют скорость резорбции костной ткани.

Кристаллы апатита ориентированы таким образом, что их продольная ось параллельна оси фибрилл. Соотношение Са/Р в минеральной фазе костной ткани колеблется от 1,37 до 1,67 [51-53]. В биологическом цикле минеральные структуры начинают формироваться через несколько дней после появления органического матрикса, по-видимому по механизму гетероэпитаксиального роста. Матрикс первоначально подвергается воздействию ферментов, в том числе нейтральных металлопротеиназ [54]. Одним из элементов этой ферментной обработки является гидролиз протеогликанов, которые подавляют процесс образования минеральных структур. Их ингибирующая активность определяется степенью сульфатирования [54,55]. В зависимости от условий возможно образование нескольких фаз фосфата кальция. Наименее растворимый ГА возникает в нейтральной или основной среде. При кислых рН часто появляются минералы типа дикальцийфосфатдигидрата (ДКД), АФК и октокальцийфосфата (ОКФ), что предполагает недостатки в структуре минерала. ДКФ, АФ и ОКФ, по-видимому, служат предшественниками при формировании апатита. Хотя эти кислые фазы фосфата часто обнаруживаются в процессе кристаллизации in vitro, при изучении остеогенеза in vivo они выявляются редко. В последнем случае ситуация еще больше усложняется присутствием большого количества различных ионов и молекул, которые могут быть включены в кристаллическую решетку или адсорбированы на кристаллических поверхностях. Более того, в биологическом апатите ДКФ и ОКФ обычно встречаются только во время патологической кальцификации, где величина рН зачастую относительно низка. При нормальной in vivo кальцификации эти фазы не найдены, что предполагает участие других предшественников или наличие первоначально аморфной фазы фосфата кальция, который в последующем преобразуется в апатит [56-59]. Апатит костной ткани - всегда кальций-дефицитный и содержит карбонат-группы.

Локальное увеличение содержания фосфатов в тканевых житкостях приводит к минерализации [58,59]. Впервые мнение о ведущей роли щелочной фосфатазы в локальном повышении концентрации фосфатов высказано в работе [60]. Подобный эффект достигается при отщеплении остатков фосфорных кислот от гексозофосфатов или глицерофосфатов под ее влиянием. В результате меняется пропорция свободных фосфат ионов и ионов кальция, что стимулирует процесс формирования минеральных структур.

Минералы кости отличаются от минералов в других тканях [61-62]. Так, зубная эмаль состоит из призматических или стержневидных кристаллов ГА диаметром около 4 мкм. Эмаль имеет наибольшую твердость из всех тканей организма. Дентин представляет собой минерализованную ткань с распределенными органической и минеральной составляющими, подобным токовому в костной ткани. Дентин пронизан дентинными канальцами, имеющими диаметр 3-5 мкм и связанными с пульпой зуба.

Минеральный матрикс в частности, как и костная ткань в целом, находится в состоянии постоянной перестройки. Этот процесс получил название ремоделирования или «костного оборота». Ремоделирование включает удаление старой кости - резорбцию, вслед за которой происходит синтез нового матрикса с последующей его минерализацией - формирование кости. Цикл ремоделирования сопровождается выходом в кровоток кальция, компонентов костной ткани, ферментов, секретированных костными клетками. Цикл ремоделирования состоит из трех фаз: резорбция, реверсия и формирование (Рис.3). Процесс резорбции кости осуществляется остеокластами и мононуклеарными клетками, процесс формирования кости - остеобластами [63,64]. Соотношение между резорбцией и формированием новой костной ткани регулируется ионами кальция, паратиреоидным гормоном, кальцитонином, метаболитами витамина D, а также половыми и тиреоидными гормонами, глюкокортикоидами, гормоном роста и инсулином, простагландинами и соответствующим местным действием цитокинов. Биологический смысл феномена ремоделирования кости состоит в приспособлении механических свойств кости к постоянно меняющимся условиям окружающей среды [65].

Кость весьма неоднородна по микроструктуре и механическим свойствам. Механические свойства определяются пористостью (содержание пор изменяется от 5 до 95 %), степенью минерализации и ориентацией волокон коллагена [51]. Кортикальная кость является композиционным материалом, на наноструктурном уровне представляющим собой взаимопроникающий каркас, состоящий из минералов на основе ГА и волокон коллагена. Данный каркас формирует слоистую микроструктуру, которая, в свою очередь, является основной для ориентированных цилиндрических образований на макроуровне [70]. Такая сложная структура обусловливает высокую прочность и, особенно, сопротивление разрушению костной ткани, в соответствии с известными представлениями механики разрушения композиционных материалов с хрупкими матрицами [71]. Главными механизмами упрочнения, ответственными за высокое сопротивление разрушению, по всей видимости, являются отклонение трещины границами раздела, и вытягивание волокон коллагена. Разрушение кости происходит при деформациях свыше 3 %. Жёсткость кости увеличивается с увеличением содержания минеральной составляющей.

В табл.2 приведены данные по прочности, модулю нормальной упругости, трещиностойкости и удельной работе разрушения кортикальной кости, дентина и зубной эмали [21]. Различие в свойствах этих тканей определяется различиями в составе и микроструктуре. Показатели механических свойств костной ткани резко снижаются с увеличением пористости. Предложено экстраполированное соотношение как для трабекулярной, так и кортикальной кости, для описания зависимости модуль упругости (Е) от пористости (р) [72-75]:

Е = 15(1-р)³ (1)

Согласно данным [35], прочность при сжатии губчатого вещества из проксимальной области большеберцовой кости составляет всего лишь около 3,5 МПа, прочность этого вещества из головки тазобедренного сустава равна 1-15 МПа, а прочность кортикальной кости верхней суставной поверхности большеберцовой кости - 3-23 МПа. По некоторым оценкам, прочность кортикальной кости может достигать значения 150 МПа.

2. Ортофосфаты кальция

Несмотря на значительное количество ортофосфатов, кристаллизующихся в системе СаО - Р₂О₅, широкое применение в медицине находят лишь два из них: трехкальциевый фосфат - модификации (?-ТКФ) и гидроксиапатит. На рис.4 представлена диаграмма фазового равновесия в системе СаО - Р₂О₅ [76]. Детально вопросы, связанные со структурой, синтезом и свойствами ортофосфатов кальция рассмотрены в монографиях Ван Везера [76] и Эллиотта [77].

Предложено условно подразделять все ортофосфаты кальция на две категории: низкотемпературные, то есть синтезированные при относительно невысоких температурах и не подвергнутые термической обработке для кристаллизации продукта синтеза, и высокотемпературные, то есть подвергнутые термической обработке (табл. 3) [28].

Вопросы фазообразования при синтезе соединений в системах ортофосфатов кальция при физиологических условиях были рассмотрены в работе [28]. Наиболее близкими к естественной ткани и перспективными для практических применений являются дикальцийфосфат дигидрат (ДКФД), октокальциевый фосфат (ОКФ), так называемый осажденный гидроксиапатит (ОГА) и аморфный фосфат кальция (АФК). Присутствие всех этих фосфатов обнаружено в костных тканях [78].

Октокальциевый фосфат, как полагают, является предшественником кристаллизации апатита в зубных и костных тканях [77,79]. Кристаллизация ОКФ при синтезе происходит затрудненно, сам ОКФ может появляться в качестве промежуточной фазы при синтезе ОГА [28].

Аморфный фосфат кальция имеет соотношение Са/Р, соответствующее таковому у ДКФД. Однако высокая скорость растворения АФК по сравнению с ДКФД существенно ограничивает возможности его применения для замещения костной ткани или реминерализации зубной эмали. В водной среде АФК переходит в кальций-дефицитный ОГА:

3Са₃(РО₄)₂·nH₂O Ca₉(PO₄)₅(HPO₄)OH + (3n-1)H₂O (2)

Практическое применение в качестве материалов для имплантирования могут найти только два ортофосфата кальция, которые могут быть синтезированы при физиологических условиях, а именно ДКФД и ОГА.

ДКФД со структурой брушита наиболее простой по технологии синтеза при температуре, близкой к комнатной, ортофосфат кальция. Его рассматривают как прекурсор кристаллизации ГА в костной ткани в условиях слабощелочного рН (>7) [80]. Обнаружено, что в условиях in vivo ДКФД переходит в ОГА [81], либо подвергается резорбции, замещаясь костной тканью [82]. Превращение ДКФД в ГА происходит согласно реакции

5СаНРО₄2Н₂О Са₅(РО₄)₃ОН + 2Н₃РО₄ + 9Н₂О (3)

с выделением ортофосфорной кислоты. Соответственно этому, слабощелочная среда, нейтрализующая ортофосфорную кислоту, должна сдвигать равновесие в сторону образования ГА. ДКФД легко получить методом химического осаждения из растворов солей кальция и ортофосфорной кислоты, например нитрата кальция и (кислого) фосфата аммония. Добавление к реакционной смеси источника гидрокси-групп, например гидроксидов аммония или щелочного металла, может привести в осаждению ОГА с регулируемым соотношением Са/Р выше 1,5, что может рассматриваться как некоторое промежуточное соединение между ДКФД и ГА. Важно, что ОГА менее подвержен резорбции жидкостями организма по сравнению с ДКФД и даже, чем бета-модификация трехкальциевого фосфата, который получают высокотемпературным разложением ОГА. Однако в кислой среде, при рН больше 5,0, скорость резорбции ДКФД становится ниже, чем скорость резорбции ГА и, тем более, ОГА [83]. Переход ДКФД в ОГА может быть подавлен введением ионов магния в реакционную смесь [28].

Важным свойством ДКФД является то, что он предпочтительно кристаллизуется в форме нитевидных, стержневидных или пластинчатых кристаллов, физическое зацепление или переплетение которых придает прочность твердому осадку. Данное обстоятельство представляется весьма важным в связи с тем, что прочность материалов на основе синтезированных ортофосфатов кальция не обеспечивается процессами полимеризации структуры, как в некоторых других фосфатных материалах.

Осажденный гидроксиапатит, Са_10-х(НРО₄)_х(РО₄)_6-х(ОН)_2-х, является весьма сложным по химизму и структуре соединением с широкой областью гомогенности (Са/Р от 1,50 до 1,67). ОГА просто синтезировать осаждением из растворов солей кальция, ортофосфорной кислоты и гидроксидов при рН больше 7. Продукт синтеза обычно рентгеноаморфен или плохо закристаллизован и состоит из субмикронных (наноразмерных) частиц, часто объединенных в мягкие агломераты. Агломераты могут быть разрушены обработкой высушенного продукта в шаровых мельницах, агломерированию порошка препятствует воздействие ультразвука, применение поверхностно-активных веществ и электролитов. Удельная поверхность продукта синтеза может достигать 100 м²/г [28]. ОГА подобен апатиту, обнаруживаемому в твердых тканях, морфология его частиц зависит от условий проведения синтеза. Может быть получена игольчатая или пластинчатая форма, характерная для кристаллов апатита в твердых тканях зубов и костей. Растворимость ОГА снижается с повышением отношения Са/Р, то есть с приближением к составу стехиометрического ГА.

На скорость выделения ОГА из раствора можно влиять посредством изменения концентрации растворов, введением различных добавок, в том числе затравочных нанокристаллов предварительно синтезированных ОГА или ГА. В состав ОГА могут быть также введены карбонат-ионы посредством использования карбоната кальция в исходной смеси. Карбонат-ионы улучшают биоактивность, но снижают устойчивость к биологической резорбции. Аналогично, в состав ОГА могут быть введены ионы фтора, понижающие растворимость ОГА.

Традиционно в медицинской практике, в основном, используют материалы из высокотемпературных ортофосфатов, что связано с процессами спекания керамики. Исключение составляют костные и стоматологические фосфатно-кальциевые цементы. Наибольший интерес для применения представляют ГА, ?-ТКФ и бифазные материалы на основе этих соединений. Обзор последних достижений в разработке и применении бифазных композитов дан в работах [84,85].

Монокальциевый фосфат (МКФ) не считается биосовместимым из-за кислотной реакции. Обе модификации альфа и бета ТКФ биосовместимы и биорезорбируемы в большей степени, чем ГА. Последний является наиболее устойчивым к растворению (при рН > 4,7) ортофосфатом, он кристаллизуется при нагревании ОГА стехиометрического состава и переходит в оксиапатит в результате частичного разложения при температурах выше 900⁰С в среде, не содержащей паров воды. При высоких температурах, выше 1300⁰С, ГА разлагается на ?-ТКФ и тетракальцийфосфат (ТеКФ). Тетракальцийфосфат синтезируют твердофазным взаимодействием ДКФ с карбонатам кальция, он характеризуется высокой растворимостью в водных растворах при рН < 5. Его часто используют в качестве компонента костных цементов в сочетании с более кислыми фосфатами.

Возможно, наиболее важным свойством ортофосфатов кальция является их растворимость в водных средах, от которой зависит их поведение in vivo в организме человека. Согласно изотермам растворимости, приведенным на рис. 5, при значении рН = 7, соответствующие физиологическим условиям, растворимость ортофосфатов снижается в следующем порядке: МКФМ -ТКФ ТеКФ ДКФД ДКФ ОКФ -ТКФ ГА. В процессе взаимодействия ортофосфатов с водной средой могут происходить фазовые превращения, например гидролиз -ТКФ с образованием ОГА, сопровождающиеся изменением растворимости. Если реакция происходит преимущественно на поверхности, то такая композиционная система (-ТКФ в центре и ОГА на поверхности) будет иметь растворимость меньшую, или исходного материала.

2.1 Структура ортофосфатов кальция

Ортофосфаты кальция могут классифицироваться в соответствии с тремя структурными типами: (1) структура типа апатита, Ca₁₀(PO₄)₆X₂, с общей формулой A₁₀X₆Y₂ к которому принадлежит ГА, галогензамещённые ГА, окто- и тетракальцийфосфат; (2) структура типа глазерита, в которой кристаллизуются полиморфные модификации ТКФ и (3) Са-РО₄ слоистые структуры, к которым относятся дикальцийфосфат дигидрат (СаНРО₄·2Н₂О), безводный дикальцийфосфат (СаНРО₄) и монокальцийфосфат (Са(Н₂РО₄)₂) [86]. Аморфный фосфат кальция, как возможный предшественник кристаллизации биологического апатита, связан с одним или более отмеченных структурных типов [87]. Кристаллическая структура апатита и возможные в ней изоморфные замещения катионов и анионов были описаны в [76, 88].

Кристаллическая структура ГА и его замещённых форм была предметом многочисленных исследований [89,90], результаты которых представлены в таблице 4. ГА кристаллизуется в гексагональной сингонии с пространственной группой P6₃/m и параметрами элементарной ячейки а = b = 9,432 Е, с = 6,881 Е. ГА представляет собой слоистый кристалл, содержащий более ста атомов в элементарной ячейке (рис.6).

Согласно [91], кристалл ГА имеет две структурных подсистемы: первую образуют Са-каналы с группами ОН? внутри них, а вторая - это остовый каркас (ОК), в который ионы Х - F^-, Cl^-, OH^-, могут внедряться с малой вероятностью, а такие ионы, как СО, могут изоморфно замещать РО₄-группы. Ионы ОНП, расположенные в кальциевых каналах, могут изоморфно замещаться на ионы ClП и FП. На рис. 7 показан фрагмент структуры гидроксиапатита. Группы [РО₄] образуют тетраэдры со средним расстоянием R_e(P-O) = 1,53±0,02 Е. Атомы Са занимают в структуре ГА два кристаллографически независимых положения. Находящийся в положении 2 атом Са окружён шестью атомами кислорода, принадлежащих группам РО₄^3- и ОН^-, в то время как атом Са, занимающий положение 1, имеет окружение атомами кислорода, близкое к октаэдрическому. Атомы Са в положении 2 образуют треугольник в плоскости, перпендикулярной оси с. Треугольники повёрнуты друг относительно друга на 60° вдоль этой оси. Во фторапатитовой структуре атомы F размещены в центре таких треугольников, в случае же ГА группы ОН^- располагаются несколько выше или ниже центра. Атомы Р окружены четырьмя атомами О и образуют тетраэдр практически правильной формы, лишь с небольшим искажением. При достаточно сложной координации атомов Са в ячейке ГА образуются 75 связей Са-О (без учёта связей с кислородом иона гидроксила), 24 связи Р-О, 6 связей Са-ОН и 2 связи ОН.

Стехиометрический ГА может быть также описан в моноклинной сингонии (пространственная группа Р2₁/b с параметрами решетки а = 9,4214(8) Е, b = 2а, с = 6,8814(7)Е, г=120°), причём такое описание не связано с ограничениями, обусловленными зеркальной симметрией [86]. Снижение симметрии до моноклинной является результатом упорядочения расположения ОН^- в кальциевых каналах, а также взаимного упорядочения этих каналов таких образом, что происходит двукратное увеличение параметра b элементарной ячейки. ГА моноклинной сингонии может быть получен только гидротермальным синтезом или термообработкой ГА в атмосфере водяного пара [92].

Кристаллическая структура ОКФ относится к триклинной сингонии с пространственной группой Р1 [93]. Параметры элементарной ячейки ОКФ: а = 19,692 Е, b = 6,835 Е, с = 6,835 Е, ? = 90,15⁰, ? = 92,54⁰, ? = 108,65⁰. Существует до некоторой степени подобие структур ГА и ОКФ, которое заключается в том, что структура ОКФ содержит апатитовые структурные группировки с внедренными в них молекулами воды [87]. Такая модель гидратированной апатитовой структуры ОКФ может быть использована также для описания структур АКФ и гидратированных ТКФ, на дифрактограммах которых обнаруживаются рефлексы, характерные для ГА [87].

Тетракальцийфосфат кристаллизуется в моноклинной сингонии с пространственной группой Р2₁ и параметрами кристаллической ячейки а = 7,023 Е, b = 11,986 Е, с = 9,473 Е и ? = 90,90⁰ [94]. Ионы Са²⁺ и РО₄^3- расположены в четырех слоях, ортогональных оси b. Каждый слой включает каналы Са - РО₄ и Са - Са. Пары смежных слоев формируют слой, близкий по структуре к апатиту. ТеКФ легко гидролизуется в присутствие ДКФД или ДКФ и воды с образованием ГА.

Известны 4 полиморфные модификации ТКФ: ?-ТКФ, устойчивый при температурах от 1120 до 1470⁰С и метастабильный при температуре менее 1120⁰С; ?'-ТКФ, стабильный при температурах выше 1470⁰С; ?-ТКФ, стабильный при температурах ниже 1120⁰С, и ?'-ТКФ - фаза, существующая при высоких давлениях [95-97]. ?-ТКФ легко гидролизуется с образованием ОКФ.??-ТКФ имеет структуру, сходную с такой для витлокита, минерала состава Ca₁₈(Mg,Fe)₂H₂(PO₄)₁₄, который обнаружен во многих продуктах биологической минерализации. Структура всех ТКФ относится к структурному типу глазерита (K₃Na(SO₄)₂) [98]. ?-ТКФ кристаллизуется в моноклинной сингонии, пространственная группа Р2₁/а, с параметрами решетки а = 12,887 Е, = 27,280 Е, с = 15,219 Е, ? = 126,20⁰ и Z = 24. ?-ТКФ кристаллизуется в ромбоэдрической сингонии, пространственная группа R3c, с параметрами элементарной ячейки а = 10,439 Е, с = 37,375 Е, Z = 21. Изоморфное замещение ионов кальция на ионы магния в ТКФ стабилизирует структуру витлокита.

Обжигом при 1000⁰С смеси нанодисперсного SiО₂ (10-100 нм) и осажденного ГА стехиометрического состава в мол. соотношении (0-2)/1 получали кремний-замещенный ТКФ моноклинной сингонии с параметрами решетки a = 12,863 Е, b = 9,119 Е, c = 15,232 Е, ?????????^? (при соотношении SiO₂:ГА = 1:1) [99]. Параметры а и b практически не зависят от содержания кремнезема, тогда как параметр решетки с существенно возрастает (от 15,222 Е) с увеличением содержания кремнезема до 1 моля в смеси. Кремнезем дестабилизирует структуру ГА, способствуя потере радикалов ОН^-, за которой следует превращение ГА в кремний-замещенный ТКФ состава от Ca₃(Si_0,1P_0,9O_3,95)₂ до Ca_3,08(P_0,92Si_0,08O₄)₂. Механизм компенсации избыточного заряда иона кремния по сравнению с фосфором- образование вакансий по кислороду, либо избыточное содержание кальция. Отмечена аморфизация продукта взаимодействия кремнезема с ГА.