CC BY
39УДК 546.41'185:616-089.843
Химия неорганических биоматериалов на основе фосфатов кальция
А. Г. Вересов, В. И. Путляев, Ю. Д. Третьяков
АЛЕКСАНДР ГЕНРИХОВИЧ ВЕРЕСОВ - ассистент Факультета наук о Материалах МГУ им. М.В. Ломоносова. Область научных интересов: физика, химия, механика материалов, создание неорганических биоматериалов на основе фосфатов кальция.
ВАЛЕРИЙ ИВАНОВИЧ ПУТЛЯЕВ — кандидат химических наук, доцент Химического факультета МГУ им. М.В. Ломоносова. Область научных интересов: неорганическая химия, создание новых материалов с заданными свойствами, химия твердого тела.
ЮРИЙ ДМИТРИЕВИЧ ТРЕТЬЯКОВ — академик РАН, доктор химических наук, профессор, заведующий кафедрой неорганической химии Химического факультета МГУ им. М.В. Ломоносова. Область научных интересов: неорганическая химия и химия твердого тела, разработка новых неорганических материалов.
119992 Москва, Ленинские горы, МГУ им. М.В. Ломоносова, Химический факультет, тел. (095)929-20-74, E-mail [email protected]
Введение
Современная медицина немыслима без применения искусственных имплантатов — биоматериалов для замены поврежденных тканей и органов. Проблема создания новых перспективных материалов для тканевой инженерии особенно актуальна в новом веке, поскольку население мира стремительно стареет, а большинство проблем со здоровьем проявляются у человека на рубеже 60-летнего возраста. Объемы биоматериалов, требуемых для лечения, оцениваются десятками тонн, причем наибольшую долю среди них составляют имплантаты для восстановления дефектов костной ткани [1 — 16].
Костная ткань — это уникальный по составу и свойствам биогенный материал на основе ультрадисперсного минерала — карбонатсодержащего нестехио-метрического гидроксилапатита:
Са10_^>,/2(НРО4)х(СОз)>,(РО4)6_^>,(ОН)2_х и белка коллагена. Материал костной ткани характеризуется многоуровневой структурной организацией компонентов [2]. В этой связи требования, предъявляемые к костным имплантатам, выглядят взаимоисключающими: материал с высокой прочностью, малыми модулями Юнга (на уровне 20 ГПа), предпочтительно пористый (с диаметром пор не менее 200 мкм, что обеспечивает прорастание костной ткани и быструю резорбцию). Материал должен быть биохимически совместим с тканями организма, а в идеале он должен стимулировать процессы естественного восстановления кости — остеосинтеза [1, 2]. Логика развития направления «биоматериалы» выводит в настоящее время на первый план так называемый регенерационный подход, в котором акцент делается не на замещение дефекта имплантатом с подходящими механическими характеристиками, а на быструю биодеградацию материала и замену его формируемой костной тканью. Таким образом, на первое место у таких материалов выходят их биологические и физико-химические свойства, которые существенно зависят от способа их получения.
Есть все основания полагать, что химическое и морфологическое соответствие биоматериала и костно-
го минерала является одним из основных принципов, лежащих в основе конструирования новых материалов биомедицинского назначения. Отклонения по составу и размерам кристаллов искусственного материала от природного аналога могут быть использованы для направленного синтеза биоматериалов с заданной биологической активностью [17].
Традиционно в ортопедии используется кальций-фосфатная керамика на основе гидроксилапатита Саю(Р04)б(0Н)2 (декакальций гексафосфат дигидрок-сид) и трикальциевого фосфата Саз(Р04)2 (трикальций дифосфат), которые в химическом плане наиболее близки минеральной составляющей кости [1 — 16]. Высокотемпературные твердофазные реакции приводят к получению крупнокристаллического материала, что нежелательно: апатит костной ткани представлен частицами с размером менее 50 нм. Плотная гидроксила-патитовая керамика является малоактивным материалом, при ее использовании крайне замедлены процессы резорбции им план тата и кинетика роста контактной костной ткани. Большая удельная поверхность фосфатов кальция, полученных низкотемпературными «растворными» методами (до 100 м2/г), делает их более активными по сравнению с высокотемпературными фосфатами кальция (луд ~ 1 м2/г) [11].
Настоящий обзор посвящен химическим аспектам получения и использования порошковых, керамических и цементных биоматериалов на основе фосфатов кальция, а также сравнению физико-химических характеристик материалов, синтезированных в различных условиях.
Кристаллохимия апатитов
С точки зрения близости химического состава искусственного материала к кости фосфаты кальция являются наиболее подходящими материалами на роль заменителей костной ткани. Долгое время считалось, что гидроксилапатит (ГАИ) Са10(РО4)6(ОН)2 — идеальный в плане биосовместимости материал для восстановления поврежденных зубов и костей. Первая документированная попытка использовать ГАП в качестве остеозамещающего материала относится к
1920 г. (т.е. ранее первой структурной работы, датированной 1930 г. и посвященной фторапатиту). Однако широкое коммерческое применение ГАП в указанных целях наступило только через 60 лет. Гидроксилапатит прекрасно совместим с мускульной тканью и с кожным покровом, после имплантации он может напрямую срастаться с костной тканью в организме [1—5]. Высокая биосовместимость гидроксилапатита объясняется кристаллохимическим подобием искусственного материала костному «минералу» позвоночных.
Известно большое число неорганических соединений, относящихся к структурному типу апатита с общей формулой Ai0X^Y2 [18—22], где:
А = Са2+, Si-2+, Ва2+, Mg2+, Pb2+, Na+, Mn2+, Fe2+, Cd2+, Eu2+, Nd3+, Al3+ ... X = P(V ■ CO:;2 . SiC)44 . VO43-, ASO43- ... Y = F-, СГ, OH-, O2-, S2-, CO32- и т.п.
Кристаллическая структура ГАП принадлежит к пространственной группе Рб^/т гексагональной системы (а = b = 9,432 Á и с = 6,881 Á) (рис. 1) [18-22]. Название минерала происходит от греческого «апатао» — обманываю, поскольку красиво окрашенные природные разновидности апатита часто путали с бериллами и турмалином. Несмотря на очень широкий спектр окраски природных апатитов, вызванной изоморфными примесями, низкая твердость минерала (он является эталоном значения твердости 5 по 10-балльной шкале Мооса) не позволяет рассматривать его в качестве полудрагоценного поделочного камня.
В структуре апатита различают два типа катионных позиций. Одна из них — Cal представляет собой девя-тивершинники Са09, где среднее межатомное рас-
Á
Á
эдров при z = 0, 1/2 (Са2+) расположены вдоль тройной оси). Второй тип катионных позиции — Call (при Z = 1/4, 3/4) представляет собой семивершинники CaOgF (СаОу) со средним межатомным расстоянием ÁÁ
Таблица I
Распределение двухвалентных ионов по позициям кальция при образовании изоморфных твердых растворов Саю „М^РО^Хг.
к.ч. — координационное число; на формульную единицу
— максимально возможное число ионов
Катион М fttnax X Преимущественное заполнение позиции Радиус иона*, Á
Са2+ 10 ОН- Cal, Call 1,21 (к.ч. = 7), 1,32 (к.ч. = 9)
Ве2+ ?** ОН- Cal 0,41 (к.ч. = 4)
Mg2+ 10? ОН- Cal 0,86 (к.ч. = 6), 1,03 (к.ч. = 8)
Sr2+ 10 ОН- Call 1,35 (к.ч. = 7), 1,39 (к.ч. = 8)
Ва2+ 0,6 F- Call 1,53 (к.ч. = 7), 1,61 (к.ч. = 9)
ре2+ 1,5 F- Cal, Call 0,75, 0,92 (к.ч. = 6)
Мп2+ 1,37 F- Cal 1,07 (к.ч. = 8)
РЬ2+ 10 он- Call 1,47 (к.ч. = 9)
По Шеннону и Прюиту; ** «?» означает отсутствие достоверных данных о
максимальном количестве данного иона в формуле
Рис. 1. Упрощенный вид элементарной ячейки гидроксилапатита [22]
образуют треугольники на зеркальной плоскости, формируя каналы вдоль кристаллографической оси с. Ионы ОН- гидроксилапатита находятся в каналах на расстоянии ~ 0,3 Á вне плоскости Са2+ треугольника, менее крупные ионы F- фторапатита лежат в плоскости (рис. 1) [18—22]. Кристаллическая структура ГАП определяет термодинамически равновесную форму кристаллов в виде шестигранной призмы (иглы), вытянутой вдоль оси с.
Важной характеристикой ГАП является стехиометрия его состава, которую принято выражать отношением Са/Р. Для объяснения отклонений от идеальной стехиометрии Са/Р = 1,67 состав ГАП записывают формулой Ca10-v(HPO4WPO4)6-x<OH)2-v (1,5 < Са/Р < 1,67, т.е. 0 < х <1). Переменный состав соединения вызван тем, что при синтезе ГАП в растворе присутствуют ионы НзО+ и Н Р042 . которые могут замещать соответственно ионы Са2+ и Р04! в кристаллической структуре гидроксилапатита [7, 22]. Наличие молекул Н20 на месте гидроксильных групп в нестехиометрическом ГАП, так же, как и замещение гидрофосфат-ионами фосфатных Р04!-групп, можно объяснять присутствием протона в положении Call [22].
Полиэдр Cal существенно крупнее по размерам, чем Call (на 38% по объему). Поэтому следовало бы ожидать, что более крупные чем Са2+ катионы будут преимущественно заселять позиции Cal при образовании соответствующих твердых растворов. Экспериментальные данные часто противоречат этому предположению (табл. 1). Доминирующим фактором, определяющим заполнение катионных позиций, является характер химической связи, образуемой двухвалентным катионом в определенном положении кристаллической структуры. Фактор размерного подобия ионов заместителя с ионами кальция менее значим. Можно предложить различные механизмы катионных замещений в структуре апатита (□ = вакансия) [19]: М2+ = Са2+ □ + 2D = Са2+ + 2F-
□ + 2Z042 = Са2+ + 2 Р04! М+ + □ = Са2+ + F-2М+ = Са2+ + □ М+ + М3+ = 2Са2+
(1) (2)
(3)
(4)
(5)
(6)
(7)
(8) (9)
(Ю) (П) (12)
ZO43- = Р04!
М+ + ZC)42 = Са2+ + Р04! мз+ + Х2- = Са2+ + F" М3+ + ZC)44 = Са2+ + Р04! 2 VI" + □ = ЗСа2+ 2М3+ + ZO45- = 2Са2+ + Р043-М4+ + □ = 2Са2+ Для одно- и трехзарядных катионов более характерно заполнение позиций Call, поскольку в этом случае больше возможностей для зарядовой компенсации при соответствующем гетеровалентном замещении в анионных подрешетках. Предложенные механизмы замещения фосфатных Р04! групп помимо (3), (7), (9) и (11) включают:
V zo42
Z042 ~г — ¿гц'
Известно, что костный минерал содержит в заметном количестве (~ 8% масс.) карбонат-ионы, существует также природный минерал сходного состава
iii и I Считается, что карбонат-ионы могут занимать две разные позиции в структуре ГАП, замещая гидро-ксил и/или фосфат-ионы с образованием карбонат-гидроксилапатита (КГАП) А- и Б-типа, соответственно [23—33]. Апатит биологического происхождения относится к Б-типу. Замещение фосфат-ионов карбонат-ионами приводит к уменьшению размеров кристаллов и степени кристалличности ГАП, что сильно затрудняет исследование природных биоминералов. Модели образования карбонатзамещенного ГАП строятся на результатах И К - с 11 с ктрос копии, рентгеновских исследований и данных химического анализа с учетом
□ = PC).,' + I ZC)44 = 2 Р04!
(13)
(14)
(15)
условия электронейтральности соединения. Так, в модели Коля и Небергаля предполагается, что ион фосфата замещается ионом карбоната с образованием вакансий в кальциевой подрешетке и в позициях гид-роксила:
Са1о-,,+«/Р04)б-,.(СОз),,(ОН)2_,,+2и (16)
где 0 <у <2, 0 <2и < у.
В общем случае карбонатгидроксилапатит смешанного типа можно представить формулой [23]:
Са1о-^«Л^«,(Р04)б-,(СОзП),,-«,(СОзОН)и(ОН)2_,,+иП^«, (17) < < < <
отражающий зависимость состава от условий получения.
Замещение карбонатным ионом гидроксила в апатите А-типа приводит к расширению элементарной ячейки вдоль оси а и небольшому сжатию вдоль оси с, что сопровождается изменением пространственной группы с Рб^/т на РЬ. В случае КГАП Б-типа наоборот наблюдается уменьшение параметра а и увеличение с. Это вызывает закономерные изменения в равновесной форме кристалла: вытянутая вдоль оси с игла «сплющивается» до пластины, что очень похоже на морфологию биогенного апатита [27, 28].
Помимо ГАП известно большое число ортофосфа-тов кальция (ФК), которые находят применение в медицинской практике (см. табл. 2, рис. 2, 3). Важными параметрами, характеризующими фосфаты кальция, являются стехиометрия я(Са)/я(Р) и растворимость. В общем случае, чем меньше отношение количеств веществ я(Са)/я(Р), тем более «кислым» и более растворимым является ФК.
Таблица 2
Фосфаты кальция
Формула, название Обозначение Са/Р Интервал стабиль- Произведение растворимости
(рус./англ.) ности рН (25 °С) рПР (25 °С) рПР (37 °С)
Са(Н2РС>4)2 монокальциевый фосфат МКФ (МСРА) 0,5 —* 1,14 —
Са(Н2РС>4)2 • 11 ¿О монокальциевый фосфат моногидрат МКФМ (МСРМ) 0,5 0-2 1,14 —
СаНРС>4 • 21 [¿О дикальциевый фосфат дигидрат ДКФД (DCPD) 1 2-6 6,59 6,63
СаНРС>4 дикальциевый фосфат ДКФ (DCРА) 1 2-6" 6,90 7,02
Са8(НР04)2(Р04)4 • 5Н20 октакаль-циевый фосфат ОКФ (ОСР) 1,33 5,5-7 96,6 95,9
Сах(Р04)>, • гН20 аморфный фосфат кальция АФК (АСР) 1,2-2,2 > 5 25,7-32,7 —
Са10-х(НРО4)х(РО4)6_х(ОН)2_х (0 < х < 1) нестехиометрический гид- роксилапатит (кальций дефицитный) нГАП (CDНА) 1,5-1,67 6,5-9,5 ~ 85,1 ~
Саю(Р04)6(0Н)2 гидроксилапатит ГАП (НА) 1,67 9,5-12 116,8 117,2
а-Саз(РС>4)2 а-трикальциевый фосфат а-ТКФ (а-ТСР) 1,5 —»»» 25,5 25,5
Р-Саз(РС>4)2 Р-трикальциевый фосфат Р-ТКФ (Р-ТСР) 1,5 _*** 28,9 29,5
Са4Р2С>9 тетракальциевый фосфат ТТКФ (ТТСР) 2 _*** 38-44 37-42
Устойчив при 7 > 100 °С; ** условия получения — концентрированные растворы солей, 7 > 60 °С; *** твердофазный синтез
55
о
и
7
11
> Ч CaHPO4'2H2O
\ \casH2(PO4)6-5H2O
\Са5(Р04)з0Н
6
PH
10
Рис. 2. Изотермы растворимости различных фосфатов кальция при 37 °С
В зависимости от условий термодинамической стабильности все ФК принято подразделять на низкотемпературные и высокотемпературные [1, 2, 11, 12, 22, 34—37]. Синтез низкотемпературных фосфатов кальция возможен в водных растворах (при 1 < 100 °С). Напротив, высокотемпературные ФК получают только в результате твердофазного синтеза. Существуют комбинированные методы синтеза, основанные на превращении фосфатов кальция одной группы в ФК другой группы.
Фосфаты кальция, получаемые в водных растворах
Все методики синтеза фосфатов кальция в растворах условно можно разделить на две большие группы: а) осаждение, б) гидролиз (в том числе и все так называемые гидротермальные методики).
Использование методов осаждения или гидролиза для получения порошковых биоматериалов основано на разной растворимости фосфатов кальция. Из числа
биосовместимых низкотемпературных ФК наибольший интерес представляют гидроксилапатит и ди-кальциевыи фосфат дигидрат (ДКФД) СаН РС)4 • 2Н20 (кальций гидрофосфат дигидрат). ДКФД наиболее растворим из биосовместимых ФК, ГАП — наименее растворим (см. табл. 2). При 60— 100 °С ДКФД постепенно превращается в СаН Р04 (ДКФ). СаН РС)4 • 2Н20 был обнаружен в области костной мозоли, в почечных камнях, зубном налете, холестериновых тромбах [7]. В лаборатории ДКФД может быть легко получен при смешивании растворов, содержащих ионы Са2+ и H РС)42 при рН = 3 4.5. например по реакции:
СаСЪ + Na,HP04 + 2Н,0 ^ ^ СаНР04 • 2Н20^ + 2ÑaCl (18)
Было высказано предположение, что ДКФД является промежуточным продуктом минерализации костного матрикса, а также, что он ответственен за развитие кариеса. В физиологических растворах (с нейтральным значением рН) ДКФД является метаста-бильной фазой по отношению к другим ортофосфатам кальция: Са8(НР04Ъ(Р04)4 • 5Н,0 (при рН ~ 6-7), Са9(НР04)(Р04)50Н (при рН > 7).
Примесь Mg2+ ингибирует формирование гидроксилапатита из ДКФД (или ДКФ). Дикальциевые фосфаты очень быстро резорбируются (растворяются) in vivo, и растущая костная ткань не успевает заполнять образующиеся полости. Поэтому эти соединения не находят самостоятельного применения как заменители костной ткани, а используются как компоненты кальцийфосфатных цементных смесей (см. раздел «Получение гидроксилапатита методом гидролиза» данной статьи), зубных паст, при производстве удобрений, фосфатных стекол, пищевых добавок [7].
Возможность образования фосфатов кальция при осаждении или гидролизе в водном растворе в зависимости от условий синтеза можно наглядно оценить с использованием изотерм растворимости ФК (рис. 2)
2200
HjPO.
Соотношение Ca/P
a
ca (он )г
2000 -
и
¡3 р.
н
•CtP+« -CjP a-C3P+ct - CjP J-tt -C3P+fr-C,P P-CjP+ж
P2Os
CaO, мол. %
Рис. 3. Фазовые диаграммы системы Н3РО4—Са(ОН>2—Н2О (а) и CaO—Р2О5 (б).
Обозначения: С - CaO. Р - Р205, CP - Са(Р03)2, С2Р - Са2Р207, С3Р - Са3(Р04)2, С4Р - Са4Р20д, С7Р5 - Са7Р10О32_. С2Р3 - Са2Р(,0]7, Ж - жидкость [22.34].
3
9
4
8
[37]. Изотермы растворимости отражают изменение состава раствора (по определенному иону), находящегося в равновесии с различными фазами в зависимости от рН. Любая точка выше соответствующей изотермы отражает состав раствора, пересыщенного относительно данного фосфата кальция. Чем ниже расположена изотерма фосфата кальция на диаграмме, тем более термодинамически устойчива данная фаза, находящаяся в равновесии с насыщенным раствором, по отношению к другим ФК (изотермы которых лежат выше). Так, можно видеть, что при рН > 4,2 единственным термодинамически стабильным фосфатом кальция в водном растворе является ГА П.
К числу биосовместимых помимо ДКФД и ГАП также относится и метастабильный октакалщиевый фосфат (ОКФ) Са8(НР04)2(Р04)4-5Н20 (октакальций ди-гидро гексафосфат пентагидрат), который часто образуется как промежуточный продукт при получении термодинамически более устойчивых фаз (например, гидро-ксилапатита) в узкой области нейтральных значений рН из растворов с концентрациями: [Са] < 5 мМ и [Р] < 60 мМ при температуре ~ 40 °С [22]:
Гидролиз:
8СаНР04(тв) + 4ЫаОН + Н,0 ^ ^ Са8(НР04)2(Р04)4 • 5Н20(тв) + 2Ыа2НР04 (19)
Осаждение:
8СаСЪ + 6Ыа,НР04 + 4ЫаОН + Н,0 ^ ^ Са8(НР04)2(Р04)4 • 5Н204- + 16ЫаС1 (20)
ОКФ имеет важное биологическое значение, поскольку это кинетически стабильный компонент зубных и мочевых камней. Считается, что октакальцие-вый фосфат наряду с аморфным фосфатом кальция является прекурсором (предшественником) при формировании костного апатита [7]:
Са8(НР04),(Р04)4- 5Н,0 + 2Са2+ + 40Н" ^
^ Са10(РО4)6(ОН)2 + 2Н20 (21)
Гидроксилапатит, полученный гидролизом окта-кальциевого фосфата, подобно исходному Са8(НР04)2(Р04)4 • 5Н20 имеет пластинчатый габитус. С точки зрения кристаллохимии структуру ОКФ можно описать, как чередование вдоль оси а стопок «апа-титного слоя» состава 4[Саз(Р04)2 • 0,5Н20] со структурой почти аналогичной ГАП и «гидратированного слоя» состава 4[СаНР04 • 2Н20] со структурой ДКФД [22]. Существует модель нестехиометрии ГАП, как результата когерентного (синтактического) срастания чередующихся слоев ОКФ и стехиометрического ГАП. Однако достаточных доказательств этой несомненно плодотворной гипотезы пока не получено.
Аморфный фосфат кальция (АФК) Са^РО^, • гН20 — еще одна фаза, помимо ОКФ часто предшествующая образованию гидроксилапатита в водной среде в широкой области произведения начальных концентраций [Са] • [Р] = 25—5 • 105 мМ2 [38-47]:
хСа2+ + уНР042- + уОН- + (я - у)Н,0 ^
^С^(Р04)у ■ яН204- " (22)
Состав АФК (х/у) зависит от условий осаждения: сообщается о получении аморфного фосфата кальция с я(Са)/я(Р) = 1,18 (при рН = 6,6), 1,53 (при рН =
=11,7) и даже 2,5 [7]. АФК также является биосовместимым высокорезорбируемым материалом. Долгое время ошибочно полагали, что именно АФК, а не на-нокристаллический ГАП, является основной неорганической составляющей кости [20]. На основании данных радиального распределения атомной плотности Познером была предложена кластерная модель АФК с ячейкой состава Сад(Р04)й и размером 9,5 Ä, которая в дальнейшем нашла экспериментальное подтверждение [38, 39]. Так, в водных растворах на начальном этапе осаждения ГАП методом динамического светорассеяния были обнаружены частицы размером ~ 1 нм, что соответствует размеру ионного ассо-циата Са9(Р04)б [38]. Следовательно, первоначальное осаждение АФК «подготовлено» самой структурой раствора, содержащего фосфат-ионы и катионы Са. О сильном межионном взаимодействии в таком растворе свидетельствует следующий факт: если соединить концентрированные растворы соли кальция и любого фосфата, то первым наблюдаемым явлением, еще до выпадения АФК, будет внезапное увеличение вязкости раствора, напоминающее образование геля. С использованием метода просвечивающей электронной микроскопии Аббоной и сотр. было обнаружено два морфологических типа АФК: сферические частицы (АФК 1) диаметром 20—200 нм с течением времени трансформируются в волокнистый продукт (АФК 2) [40—43]. Более позднее исследование позволило выявить мезопористую структуру сферических частиц аморфного фосфата кальция с широким распределением пор по размерам — от 5 до 50 нм (рис. 4) [46, 47]. Отмечено явление наследования пористости нанокристаллами ГАП, полученными из мезопористо-го АФК. Предложен механизм образования мезопори-стого АФК на основе ионных кластеров Познера, имеющий черты золь-гель перехода. На первом этапе происходит быстрое образование отдельных ионных ассоциатов, выступающих в качестве элементарных «строительных блоков», затем идет агрегация первичных частиц с последующим расслаиванием (упорядочением) полученного аморфного геля АФК. Согласно предложенной модели представление о двух модификациях АФК (по аналогии с кристаллами) для неравновесной, эволюционирующей системы некорректно. Изменения микроморфологии связаны с непрерывной структурной перестройкой сеток АФК по мере расслоения геля и дальнейшей кристаллизации ГАП.
Возможны два пути кристаллизации ГАП из АФК в нейтральных и щелочных растворах [22]:
АФК ^ ГАП (23)
АФК ^ ОКФ ^ нГАП (Са/Р < 1,67) ^
^ ГАП (Са/Р = 1,67) (24)
где нГАП — нестехиометрический ГАП.
Скорость кристаллизации аморфного фосфата кальция в гидроксилапатит увеличивается с ростом pH [22]. Двухзарядные (Mg2+, Zn2+) и трехзарядные (А13+) катионы, карбонат СО;2 . полифосфаты (Р2Оу4-), поликарбоксилаты являются ингибиторами кристаллизации ГАП из АФК, протекающей по механизму растворение-осаждение [8, 43, 44].
Из числа ортофосфатов кальция нестехиометрический гидроксилапатит Са10-х(НРО4)л-(РО4)6-х(ОН)2-х
в ]
Рис. 4. Микрофотографии образцов мезопористого аморфного фосфата кальция (а), гидроксилапатита
с различной микроморфологией (б—г)
<<
аналогом костного минерала [1—20]. Поэтому именно разработка методов синтеза гидроксилапатита до недавнего времени представляла наибольший интерес [48-69].
При осаждении ГАП из щелочных водных растворов получают мелкокристаллические осадки с размером частиц менее 100 нм (рис. 4). Степень кристалличности гидроксилапатита и его стехиометрия я(Са)/я(Р) увеличивается с повышением температуры синтеза и продолжительности остаривания осадка.
ЮСаХ, + 6М,НР04 + 8МОН ^ ^ Са10(РО4)6(ОН)2^ + 20 МХ + 6Н20 (25)
где М = №+, К+, ЫН4+, Н+; X = СГ, N0-,", СН3СОО-, ОН-.
Гидротермальные методики (синтез в растворах при высоких температурах) позволяют получать достаточно совершенный кристаллический материал с соотношением я(Са)/я(Р). близким к стехиометрическо-му 1,67 [67].
Таким образом, общая схема процессов, протекающих в водных растворах, содержащих ионы кальция и фосфата при рН > 5, выглядит следующим образом:
Осаждение:
хСа2+ + уНР042- ^ Са^Р04)/ (АФК, х/у ~1,5) ^ ^ Са10_х(НРО4)х(РО4)6_х(ОН)2_х(нГАП, х > 0) ^ ^ Са10(РО4)6(ОН)2 (ГАП) (26)
Ранее уже отмечалось, что важным параметром, определяющим биосовместимость материала, является не только состав, но и морфология кристаллов ФК. Синтетические кристаллы гидроксилапатита должны быть подобны костным в форме уплощенных призм размером 60 х 20 х 5 нм. Сложность одновременного контроля большого числа управляющих параметров синтеза гидроксилапатита методом осаждения (рН, состав и концентрации реагентов и примесей, порядок и скорость перемешивания, температура, время) на практике может привести к плохой воспроизводимости состава и морфологии получаемых частиц (рис. 4). Поэтому в настоящее время все большее внимание уделяется методикам синтеза ГАП при условии постоянного состава раствора.
Основные факторы, определяющие размер и габитус кристаллов ГАП, получаемых в водных растворах, — температура и наличие примеси [54—57]. При высоких температурах (~ 80 °С) форма частиц в основном определяется совместным влиянием рН и начальных концентраций растворов. При высоких температурах водных растворов обычно получают игольчатые кристаллы ГАП с размерами от нескольких нанометров до миллиметров (рис. 4) [22]. Частицы нитевидной формы зачастую канцерогенны, поэтому получение вискеров ГАП актуально лишь в плане армирования керамических материалов для повышения их прочности и трещинностойкости [2].
При синтезе ГАП методом осаждения влияние факторов, в том числе и совместное, обусловлено ионными равновесиями в растворе, поскольку изменение температуры, рН, исходной концентрации приводит к изменению концентраций ионных форм [60]. Так, расчеты для растворов низкой концентрации при 20 °С ([Са2+] = 10 мМ) показывают, что при получении ГАП из нитрата кальция (см. уравнение 25) в на-
~
ми ионными формами в растворе являются Са2+,
~
ладают СаР04 . СаОН и Са2+. При нагревании до
~
соответственно, уменьшается содержание ионов Са2+ и фосфата. С ростом рН возрастает величина относительного пересыщения раствора ордп (в расчете на образование гидроксилапатита) — при 20 °С ¥огап) = 1.7 № = 7,4) и 18(огап) = 2,7 (рН = 12). Можно говорить о тенденции увеличения размеров кристаллов ГАП с увеличением активностей ионных ассоциатов СаР04_ и СаОН в растворе. Фрагмент Са—ОН имеется в структуре ГАП: ионы кальция образуют каналы вдоль оси [001], внутри которых расположены гидроксильные группы (рис. 1). Максимальная плотность таких пар относится к направлениям, перпендикулярным оси с кристалла. Отрицательный заряд поверхности кристаллов ГАП в щелочной среде должен способствовать «захвату» ионов Са2+ и СаОН . что и обеспечивает рост кристаллов.
Небольшие количества примесей в растворе могут изменять скорость роста и морфологию кристаллов. «Отравляющие» рост примеси обычно наблюдаются либо адсорбированными на перегибах и ступенях роста, либо образуют эпитаксиальный слой, кристаллографически подобный растущей грани. В первом случае изменение формы роста связано с изменением скорости движения ступени (физическое блокирование ступени примесью). Во втором случае происходит экранирование грани от маточного раствора. На морфологию кристаллов ГАП помимо адсорбции оказывает влияние и изоморфное замещение ионов Са2+, Р043_, ОН- в структуре гидроксилапатита на другие ионы, присутствующие в растворе; среди них наиболее радикально изменяют скорость роста кристаллов и их габитус - С032-, Г7", Мё2+, Тп2+ [22, 28, 44]. По этому наиболее «чистым» методом синтеза гидроксилапатита следует считать реакцию нейтрализации:
ЮСа(0Н)2+6Н3Р04 ^ Са10(РО4)6(ОН)2-1 + 18Н20 (27)
Присутствие в растворе карбонат-ионов приводит к росту кристаллов карбонатапатита А-типа Са10(РО4)6(ОН)2_х(СОз)х/2 или карбонатапатита Б-ти-па Са10_хЫах(РО4)й_х(СОз)^ОН)2 с различным форм-фактором в зависимости от содержания карбоната [23— 33]. Б-карбонатапатит более точно соответствует составу взрослой костной ткани, чем незамещенный ГАП [5]. Сообщается о возможности получения полностью замещенного А-карбонатапатита Саю(Р04)бС0з в системе СаСЬ—(Ы Н4), Н Р04-(Ы Н4),С03-Ы Н3-Н,0 при 25 °С [25].
Ионы фтора сравнительно легко замещают гидро-ксил в растворах, формируя фторапатит (ФАП) Саю(Р04)бР2 на поверхности ГАП, поскольку ФАП
(НёПРФАП = 119—122) менее растворим, чем ГАП (-lgnPrAn = И7) [27, 28, 58]:
Са10(РО4)6(ОН),+ xF- = Ca10(PO4)6(OH),_xFx+ iOH~
(28)
С меньшей растворимостью ФАП связано использование фторсодержащих зубных паст для профилактики кариеса [7]. Фторид-ион способствует осаждению в водных растворах крупных столбчатых кристаллов фторапатита с четкой гексагональной огранкой.
Катионы магния, напротив, существенно тормозят рост кристаллов гидроксилапатита, при Mg/Ca > 0,2, ингибируя кристаллизацию последнего из аморфного фосфата кальция. Ионы цинка на три порядка больше, чем ионы магния, подавляют скорость роста апатита в направлении [0001] [43, 44]. В результате цинк, как и карбонат-ион в апатите Б-типа, способствует образованию мелких пластинчатых кристаллов.
Увеличение биологической активности фосфатов кальция может быть достигнуто за счет роста удельной поверхности порошков ФК при уменьшении размеров кристаллитов и изменения физико-химических характеристик поверхности. Второй подход основывается на химическом модифицировании ФК с целью получения материалов, которые бы активно резорбирова-лись при контакте с жидкостями организма. В этой связи особенное внимание в настоящее время уделяется разработке методов синтеза карбонатсодержащего гидроксилапатита Б-типа. Другим активно исследуемым ФК подобного типа является кремнийсодержа-щий ГАП [70—76]. На примере стеклокерамик, полученных в системе СаО—Na20—Si02—Р205, показано, что присутствие кремния в объеме материала и на его поверхности ускоряет сращивание имплантата с костью (остеоинтеграцию) [5, 77]. Вопрос о предельной степени замещения фосфатных групп силикатными в структуре апатита остается открытым. Однофазные образцы удается получить стандартным методом осаждения с использованием дополнительных кремнийсо-держащих реагентов (C2H50)4Si, (CH3COO)4Si или коллоидного Si02:
10Са2+ + (6 - .\)НРО.,3 + .vSiCX,1 + (8 - 2.v)OH = = Ca10(PO4)6-x(SiO4)x(OH)2_x + (6 - х)Н20 (29)
С ростом степени замещения фосфатных групп ГАП силикатными (до 4% масс, кремния) форма частиц изменяется с равноосной на игольчатую. Исходя из общих положений теории изоморфной смесимости, заметная разница в размерах тетраэдрических анионов
ÄÄ приводить к дестабилизации структуры при замещении фосфат-иона на силикат-ион. Наиболее благоприятные возможности для релаксации возникающих микронапряжений в структуре связаны с поверхностной сегрегацией силикатных ионов в апатите. Следовательно, есть основания полагать, что основная масса кремния в однофазных образцах сосредоточена в поверхностном слое частиц ГАП [76].
Фосфаты кальция, получаемые твердофазными методами
При высоких температурах в системе СаО—P2Os (рис.36) могут быть получены фазы состава Саз(Р04)2 (aß-трикальциевый фосфат) и Са4Р2Оц (тетракаль-циевый фосфат) [1, 2, 12, 22, 36]. Ряд авторов считает, что фаза, кристаллохимически подобная ß-Ca3(P04)2,
может быть синтезирована и в водном растворе. Однако в отсутствие достаточного количества магния, необходимого для ее термодинамической стабилизации, это представляется маловероятным. Твердофазный синтез фосфатов кальция проводится, как правило, при температурах 1000—1500 °С [2, 15, 22].
Однофазный трикалыщевый фосфат (Р-ТКФ) Р-Саз(Р04)2 (Р-трикальций дифосфат, «истинный» ортофосфат кальция, или витлокит) легко может быть получен в ходе твердофазного синтеза [22, 36]:
СаС03 + 2СаНР04 ^ р-Са3(Р04), + Н,0
(7 < 1150 °С) (30)
Са9(НР04)(Р04)50Н ^ Зр-Са3(Р04Ъ + Н,0
~
При температуре выше ~ 1150 °С Р-ТКФ переходит в высокотемпературную а-Са3(Р04)2 модификацию, растворимость которой в воде существенно выше (табл. 2). В присутствие примеси магния температура перехода повышается вплоть до 1350 °С. а-Са3(Р04)2 — наиболее часто используемый компонент кальций-фосфатных цементов, получение однофазного продукта а-формы при твердофазном синтезе затруднено из-за образования примеси Р-модификации (до 15% масс, при медленном охлаждении продукта синтеза на воздухе). Растворение обоих ТКФ сопровождается гидролизом с образованием ГАП.
Тетракальциевый фосфат (ТТКФ) Са4(Р04)20 (тетракальций оксодифосфат) — наиболее основный среди ортофосфатов кальция. ТТКФ получают в ходе твердофазного синтеза при / > 1300 °С по реакции [22, 36]:
Са2Р207 + 2 СаС03 = Са4(Р04)20 + С02Т (32)
Тетракальциевый фосфат растворим намного лучше, чем гидроксилапатит (табл. 2). При его растворении происходит гидролиз по схеме:
ЗСа4Р209 + ЗН20 ^ Са10(РО4)6(ОН)2 + 2Са(ОН)2 (33)
ТТКФ не был обнаружен в биологических системах, в то же время он часто используется на практике как компонент кальций фосфатных цементов.
Уникальность стехиометрического ГАП в сравнении со всеми перечисленными ранее ФК заключается в том, что он может быть получен как в водных растворах, так и твердофазным методом [11, 22]:
4СаС03 + 6СаНР04 = Са10(РО4)6(ОН), + 4СО,Т + + 2Н2ОТ (7 = 1000—1300 °С) (34)
4СаС03 + ЗСа,Р,07 + Н,0(пар^ =
= Са,0(РО4)6(Ьн)2 + 4С02Т (35)
Получение гидроксилапатита твердофазным методом зависит как от температуры синтеза и исходной стехиометрии, так и от парциального давления паров воды рщо- В присутствии паров воды стехиометриче-ский гидроксилапатит устойчив вплоть до температуры 1360 °С. Синтез нестехиометрического гидроксилапатита (нГАП) твердофазным методом не проводят, так как он легко разлагается по схеме:
Са10_х(НРО4)х(РО4)6_х(ОН)2-х= ЗхСа3(Р04)2 +
+ (1 - х) Са10(РО4)6(ОН)2 + хН20 (36)
Прием разложения нГАП широко используется для получения керамических композитов на основе Р-Са3(Р04)2 и ГАП (с соотношением 40% масс./60% масс.) с контролируемой скоростью резорбции материала в организме за счет различия в растворимости составляющих компонентов [11, 78].
Твердофазный синтез ГАП, требующий продолжительного отжига при высоких температурах, позволяет получать крупнокристаллический материал, содержащий агломераты диаметром до 30 мкм [22]. Плохая спекаемость ГАП, а также большой размер кристаллов — препятствие на пути получения прочной керамики [3]. Крупнокристаллическую ГАП керамику, которая резорбируется крайне медленно — в течение десятков лет, часто классифицируют как биоинертную (т.е. плохо соединяющуюся с костной тканью).
В отличие от ГАП все остальные ФК, получаемые в водных растворах, при нагревании на воздухе неустойчивы [22]: 2СаНР04 ^ Са2Р207 + Н20 (t = 270-1165 °С) (37)
Са8(НР04Ъ(Р04)4-5Н,0 ^ 1/2Са10(РО4)6(ОНЪ + + 3 СаНР04 (/-150°С) (38)
Са8(НР04Ъ(Р04)4-5Н,0 ^ 1/2Са10(РО4)6(ОНЪ + + 3/2Са2Р207 (t -200 °С) (39)
Са8(НР04Ъ(Р04)4 • 5Н,0 ^ 2Са3(Р04), + Са,Р,07 (t -600 °С) (40)
Фосфаты кальция, которые получают твердофазным методом синтеза, напротив, нестабильны в водной среде, они гидролизуются с образованием гидроксилапатита или дикальций фосфата, что часто используют в различных синтетических методиках.
Комбинированные методы получения гидроксилапатита
Использование комбинированных методик низко-и высокотемпературных синтезов ФК находит широкое применение на практике: методами золь-гель технологии и осаждения получают прекурсоры порошков и керамик, высокотемпературные фосфаты кальция подвергают гидролизу при получении ГАП в водных растворах и цементных смесях [48—52, 79—91].
Получение гидроксилапатита золь-гель методом
Золь-гель методы синтеза направлены на получение однородного продукта при относительно невысоких температурах синтеза 400—700 °С. Для получения требуемого продукта исходные реагенты переводят в коллоидный раствор, затем — в гель, сухую массу которого после удаления растворителя подвергают термическому разложению [48—52]. Основным недостатком данного подхода является относительно высокая стоимость исходных реагентов. При получении гидроксилапатита в качестве прекурсоров берут этилат, ацетат или нитрат кальция и алкилфосфаты (или фосфиты, которые гидролизуются значительно быстрее), а в качестве растворителя используют водно-спиртовые смеси:
ЮСа(СН3СООЪ + 6(С,Н50)3Р0 + 20Н,0 ^ золь ^ ^ гель ^ Са10(РО4)6(ОН), + + 20СН3СООНТ +18С2Н5ЬНТ (41)
Получение гидроксилапатита методом гидролиза
При получении ГАП методом гидролиза (т.е. за счет взаимодействия реагента с водой) плохо растворимых ор-
тофосфатов кальция СаНР04, СаНР04 • 21ЬО. a,ß-Ca3(P04)2, Са8(НР04)2(Р04)4 • 5Н20, Са4(Р04)20 состав раствора можно считать квазиравновесным — он задан произведениями растворимости твердых фаз [79—91]. Основные параметры, определяющие протекание процесса гидролиза:
1) соотношение массы порошка к объему жидкости, г/л (при малом количестве воды получаются цементные системы);
2) температура синтеза (высокие температуры > 70 °С приводят к ускоренному росту игольчатых кристаллов ГАП);
3) pH среды;
4) скорость перемешивания.
В зависимости от стехиометрии выбранного фосфата кальция, реакция гидролиза индивидуального соединения может приводить к подкислению (при я(Са)/я(Р) < 1,67) или подщелачиванию (при я(Са)/я(Р) > 1,67) исходного раствора [37]:
10СаНР04 + 2Н20 = Са10(РО4)6(ОН)2 + 4Н3Р04 (42) ЗСа4Р209 + ЗН20 = Са10(РО4)6(ОН)2 + 2Са(ОН)2 (43)
Большинство ортофосфатов кальция являются «кислыми»; причем накопление кислоты по реакции (42) приводит к быстрому торможению последней, степень превращения индивидуального фосфата кальция при гетерогенной реакции гидролиза невысока. Для обеспечения полноты протекания реакции гидролиза кислых фосфатов кальция, как правило, используют щелочные буферные растворы.
Подавляющее число работ посвящено исследованию гидролиза трикальциевого фосфата а-Са3(Р04)2 — наиболее часто используемого компонента кальций фосфатных цементов (как в смесях, так и в индивидуальном виде). В медицине находит применение резор-бируемая керамика на основе а- и ß-ТКФ [2, 5, 22, 78]. Стехиометрия трикальциевого фосфата соответствует стехиометрии кальцийдефицитного гидроксила-патита нГАП (Са/Р = 1,5) (из-за этого в старой литературе существует определенная путаница в названиях). Можно провести превращение ТКФ в нГАП без введения в систему дополнительного количества щелочи (см. реакцию 28). В общем случае, реакция взаимодействия трикальциевого фосфата с водой зависит от pH:
10Са3(Р04)2 + 6Н2О=ЗСа10(РО4)6(ОН)2 + 2Н3Р04 (44) ЗСа3(Р04)2 + Н20 = Са9НР04(Р04)50Н (45)
ЗСа3(Р04Ь + 7Н,0 = Са8(НР04),(Р04)4- 5Н,0 +
+ Са(ОН)2 (46)
Приводимые в литературе результаты по кинетике гидролиза а-ТКФ и морфологии получаемого гидро-ксилапатита часто противоречивы [86—91]. В ряде случаев отмечено относительно быстрое протекание гидролиза а-Са3(Р04)2 (100% за 21 ч при 37 °С), в нескольких работах сообщается о медленной кинетике процесса (< 5% конверсии за 3 ч) [86—89]. Отмечено ускорение гидролиза при pH < 7,5 [22].
Некоторые авторы считают, что в заметной степени гидролиз а-Са3(Р04)2 может протекать только в смеси с гидроксилапатитом и ß-Ca3(P04)2 [90]. Это подразумевает, что зародышеобразование — лимити-
рующая стадия реакции. Ориентированное нарастание апатита на ТКФ (топотаксия) в процессе гидролиза облегчается из-за структурного подобия ГАП и а-ТКФ. Выделяют две стадии гидролиза трикальциевого фосфата. Первая стадия (степень превращения ~
частиц, кинетика второй стадии определяется диффузией ионов через слой продукта [90]. При исследовании кинетики гидролиза а-Са3(Р04)2 в интервале температур 20—100 °С был сделан вывод о том, что реакция протекает в диффузионном режиме при не-возрастающей скорости зародышеобразования и одномерном или планарном росте зародышей. С ростом температуры значительно увеличивается скорость реакции гидролиза ТКФ. При 40 °С полное превращение ТКФ в ГАП происходит за 2 суток, тогда как при 100 °С для полного гидролиза требуется менее 2 ч. Однако температура существенно влияет не только на скорость гидролиза ТКФ, но также и на морфологию продуктов реакции. Так, при 40 °С наблюдается рост взаимно перекрывающихся пластинчатых кристаллов ГАП (перпендикулярно поверхности частиц ТКФ), размер которых после 24 ч гидролиза составляет 1 — 2 мкм в плоскости (рис. 4). При кипячении суспензии ТКФ образуются кристаллы ГАП игольчатой (нитевидной) формы. На скорость гидролиза а-трикальций фосфата заметно влияют условия его получения. Наибольшую реакционную способность демонстрируют образцы, полученные по твердофазной реакции. Образцы, полученные термическим разложением аморфного фосфата кальция или гидроксилапатита обычно малоактивны в водной среде [22].
Цементы на основе фосфатов кальция
Разработка цементов на основе фосфатов кальция (КФЦ) — перспективная область материаловедения, привлекающая повышенное внимание исследователей. Цементную массу получают при перемешивании порошков фосфатов кальция и малого количества раствора. При этом происходит гидролиз: частичное растворение фосфатов кальция и образование наименее растворимого в данных условиях продукта, растущие частицы которого формируют микропористый монолит [92—98].
К настоящему времени предложено множество композиций, основанных на смесях (имеющих в составе до пяти компонентов) различных фосфатов кальция: СаНР04-2Н,0, Са4(Р04),0, СаНР04,
Са8Н2(Р04)6:5Н20, Са(Н2Р04)2 • Н20, a-, ß-Ca3(P04)2, АФК. Несмотря на большое число разнообразных исходных составов, в системе возможно образование только двух конечных продуктов — Саю(Р04)б(0Н)2 и Ca II Р04 • 21ЬО (соответствующий минерал — «бру-шит») [11].
Можно также отметить два основных типа цементных реакций. К первому типу относятся кислотно-основные взаимодействия, в ходе которых относительно «кислый» фосфат кальция (т.е. Са/Р < 1,5) реагирует с основным (Са/Р > 1,67) с образованием «нейтрального» продукта [37].
2Са(Н,Р04Ъ • Н,0 + Са4(Р04),0 + 9Н,0 =
= 6СаНР04-2Н20 (47)
Са(Н,Р04Ъ • Н,0 + Са3(Р04Ь + 7Н,0 =
"= 4CaHP04-2H2Ö " (48)
2СаНР04 + 2 Са4(Р04),0 = Са10(РО4)6(ОН), (49) 2Са(Н,Р04Ъ • Н,6 + 7Са4(Р04Ъ0 =
= ЗСа10(РО4)6(ОН)2 + ЗН20 (50)
ЗСа4(Р04),0 + Са8(НР04Ъ(Р04)4 • 5Н,0 =
= 2Са10(РО4)6(ОН)2 + 4Н20 (51)
Са4(Р04),0 + 2Са3(Р04Ъ + Н,0 =
= Са10(РО4)6(ОН)2 " (52)
К реакциям второго типа относят те, в которых исходный фосфат кальция и продукт имеют одинаковую стехиометрию (см. также уравнение 45):
ЗСа3(Р04Ъ • яН,0(АФК) ^ Са9НР04(Р04)50Н +
" + (Зя - 1)Н20 (53)
Классификацию кальцийфосфатных смесей проводят в зависимости от продуктов, образующихся в цементом камне: а) брушитовые КФЦ и б) апатитовые КФЦ (см. соответственно уравнения 47 и 52) [11]. Брушитовые (истинные, или гидравлические, т.е. связывающие воду) цементы характеризуются излишне высокой скоростью резорбции в организме, поэтому подавляющее число работ посвящено получению и исследованию апатитовых цементов.
При изучении цементных масс основное внимание привлекают: последовательность протекающих химических реакций, процедура замешивания, реологические свойства, механические параметры, тепловыделение (как результат экзотермических реакций), усадка (изменение объема цементной массы при отверждении), биорезорбируемость (скорость растворения в организме или модельной среде).
Образование цементного камня связано с образованием и ростом кристаллов ГАП и их взаимным срастанием. Фосфаты кальция в форме цементов являются не очень прочными материалами, их прочность на сжатие (1 — 100 МПа) сильно превосходит прочность на изгиб (1—10 МПа). Для сравнения, прочность традиционно используемых полиметилметакрилатных (ПММА) цементов достигает 30 МПа. Механическая прочность цементов зависит от состава смеси. Главным определяющим фактором является количественное соотношение между порошком и растворной компонентой (Тв/Ж). При увеличении соотношения Тв/Ж пористость материала уменьшается; однако 10% уменьшение пористости приводит к двукратному увеличению прочности на сжатие. Типичные значения пористости КФЦ материалов — 30—60%, размер пор близок к 1 мкм. Фосфатные цементы часто имеют открытую пористость, но малые размеры пор не позволяют костной ткани прорастать внутрь материала. КФЦ теряет в среднем 30% по массе за счет послойной резорбции спустя год после имплантации.
Несмотря на указанные выше недостатки, фосфатные цементы обладают рядом преимуществ по сравнению с традиционной керамикой:
1) в цементных системах формируется легкорезор-бируемый нанокристаллический апатит;
2) цементную массу легко адаптировать к костным дефектам сложной формы;
3) кальций-фосфатные цементы биоактивны и ос-теоиндуктивны (т.е. способствуют активному росту новой костной ткани).
Физико-химические методы анализа биоактивности материалов
Биоактивность — комплексная характеристика совместимых с организмом материалов, учитывающая, помимо воздействия на биологические процессы роста и дифференциации клеток, также: а) скорость растворения материала в слабокислой среде, создаваемой определенными группами клеток; б) скорость осаждения гидроксилапатита из межтканевой жидкости организма на поверхности материала [1].
Среди требований, которые предъявляют к биоактивным материалам, применяемым в медицинской практике для восстановления целостности костной ткани, на первом плане стоят относительно высокая скорость растворения (на уровне десятков мкм в год) и активная роль поверхности в биохимических реакциях, протекающих на границе раздела кость/им-плантат, с участием клеток, специфических для процесса остеосинтеза. Говоря о скорости резорбции материала, находящегося в контакте с межтканевой жидкостью организма, принято сравнивать новые материалы с уже используемыми в медицине — керамикой на основе гидроксилапатита и на основе Р-трикальциевого фосфата [1 — 11, 99—101]. Крупнокристаллическая керамика на основе ГАП резорбиру-ется крайне медленно, так что включения искусственного материала можно обнаружить в кости по прошествии многих лет [7, 11]. Это естественным образом коррелирует с произведением растворимости ПРрдп ~ Ю-"? (при 25 °С). Керамика, полученная с использованием р-Са3(Р04)2 (ПРр^ткФ ~ Ю-2'), растворяется столь быстро, что растущая кость не успевает заполнить появляющиеся полости. Как отмечалось выше, скорость растворения материала зависит от величины его поверхности и ее физико-химических характеристик (строения, состава, дефектности). Последние определяют отклик организма на инородный имплан-тат. Биоактивные материалы характеризуются быстрым срастанием с костной тканью посредством образования промежуточного слоя ГАП, образующегося по механизму: растворение фосфата кальция — осаждение гидроксилапатита или за счет осаждения ГАП на поверхности имплантата из пересыщенной межтканевой жидкости [6, 17].
Практически важная процедура оценки такой интегральной характеристики биоматериала как биоактивность подразумевает тестирование in vivo. Такая процедура является дорогостоящей, требует больших затрат времени, сопряжена с риском, ее моральный и законодательный аспекты недостаточно проработаны и по сей день. Вследствие указанных обстоятельств ведется активная разработка методик, позволяющих на раннем этапе (т.е. на доклинической стадии) ранжировать материалы по степени биоактивности в ходе выполнения относительно простых экспериментов in vitro, моделирующих упомянутые выше реальные процессы в организме человека — растворение материала и осаждение ГАП на поверхности материала из растворов, подобных жидкостям организма [5, 102].
Исследование биоактивности материалов проводят с использование раствора, моделирующего ионный состав межтканевой жидкости человеческого организма (SBF — Simulated Body Fluid): рН = 7,4 (Трис-буфер), 142 мМ Na+, 5 мМ К+, 1,5 мМ Mg2+, 2,5 мМ
мин
Рис. 5. Анализ биоактивности материалов ш vitro: зависимости удельных скоростей растворения апатитов от времени
Са2+, 147,8 мМ С Г, 27 мМ НСО3", 1 мМ НР042-, SC)42 . Компактные образцы анализируемого материала помещают в раствор SBF на несколько суток при 37 °С. Процесс осаждения карбонатгидроксилапатита из модельного раствора на поверхность материала контролируют методами рентгенофазового анализа, ИК-спектроскопии и растровой электронной микроскопии. Эксперименты по растворимости материалов проводят в 0,1 М ацетатном буфере. Так, на основании полученных экспериментальных данных порошки фосфатов кальция были ранжированы в следующий ряд по степени резорбируемости (растворения) в кислой среде:
а-Са3(Р04), > Ca9N^ 5(Р04)4 5(С03), 5(ОН), > > Ca10(PO4)6-;(SiO4)A-(OH)2-v > > Са9(НР04)(Р04)5(0Н) > Са10(РО4)6(ОН)2 (54)
Следует отметить значительное различие скоростей растворения у чистого и модифицированных ГАП на начальных стадиях растворения (до 1 ч) и, в особенности, высокую начальную скорость растворения кар-бонатсодержащего ГАП (рис. 5). Это свидетельствует о том, что химическое модифицирование чистого ГАП карбонат- и силикат-ионами приводит к получению более резорбируемых образцов по сравнению с незамещенным ГАП.
Считая адсорбцию протона из раствора на поверхности материала важным элементарным актом процесса растворения, можно попытаться проанализировать полученный ряд растворимости апатитов с точки зрения кислотно-основных свойств поверхности. Если допустить обогащение поверхности частиц соответствующим примесным анионом за счет сегретации, то наиболее основными поверхностями должны быть поверхности немодифицированного и силилированно-го ГАП, поскольку константа основности карбонат-иона меньше таковых для фосфатного и силикатного анионов. Отсюда можно сделать заключение о характере модифицирующего действия анионов.
По-видимому, большое значение имеет деформация е, вносимая анионом в поверхностный слой; она является наибольшей для карбонатсодержащего ГАП среди других изученных материалов. Зависимость удельной скорости растворения от локальной дефор-
е
— должна быть возрастающей функцией. Можно с
е
роискажения решетки, приводящие, в частности, к дополнительному уширению рентгеновских линий. В этой связи прецизионный рентгенографический анализ материала, позволяющий определить компоненты тензора микродеформаций, может стать интересным априорным методом оценки биоактивности материала по цепочке: микродеформация—скорость растворения—биоактивность.
В растворах искусственной межтканевой жидкости наибольшую «активность» поверхности демонстрирует кремнийсодержащий материал, несмотря на более высокую растворимость карбонатсодержащего ГАП. Высокую поверхностную активность БьГАП, как и в случае биоактивных стекол, связывают с образованием на поверхности материала силанольных — БЮН-групп, активно участвующих в процессе минерализации интерфейса. Такой материал интенсивно обменивается ионами кальция и фосфата с раствором, силанольные группы прочно связывают ионы кальция, способствуя формирования слоя аморфного фосфата кальция на поверхности, расслоение и кристаллизация которого приводит к формированию ажурного слоя, состоящего из частиц карбонатгидроксилапатита размером ~ 10 нм (рис. 6). Различия в толщине такого слоя служат мерой биоактивности материала.
Рис. 6. Микрофотографии образцов ГАП после обработки в растворе искусственной межтканевой жидкости
Области применения материалов на основе фосфатов кальция
Благодаря составу и уникальным физико-химическим характеристикам, материалы на основе фосфатов кальция находят широчайшее использование в медицине в виде керамики, цементов и композитов [2, 99—108]. Их используют при восстановлении небольших дефектов костной и зубной ткани и операциях на позвоночнике, как глазные и ушные имплантаты, в костной пластике при челюстно-лицевых операциях, в виде покрытий металлических имплантатов и др. Материаловед-ческому аспекту использования биоматериалов посвящен рад обширных обзоров [1—16].
Возможно, развитие биотехнологий позволит создавать участки сложных тканей и органов, и тем самым отпадет необходимость в синтетических материалах при решении задач современной медицины. Так, например, уже сегодня сообщается о возможности искусственного получения больших участков человеческой кожи. Однако, основные усилия исследователей в ближайшие годы будут сосредоточены на получении новых гибридных материалов. Создание таких материалов потребует использования новейших достижений в области неорганической химии, биохимии, цитологии, молекулярной биологии и генной инженерии. Уже сейчас отчетливо вырисовываются перспективы новых направлений использования фосфатов кальция в системах направленной доставки лекарственных веществ в качестве пористых керамических носителей для костных клеток, факторов роста, генов и других биоактивных молекул. Вследствие ограниченного объема обзора в нем не затронут весьма актуальный с биолого-медицинской точки зрения аспект химии фосфатов кальция — предотвращение образования ФК и исследование процесса их растворения, что очень важно в плане борьбы с патологической каль-цификацией тканей, например, на завершающей стадии атеросклероза, в результате образования фосфатных камней в организме [4].
Данный обзор содержит материалы систематических исследований, проводимых на Факультете наук о материалах МГУ и в лаборатории неорганического материаловедения кафедры неорганической химии Химического факультета МГУ в рамках программы поддержки ведущих научных школ России (грант НШ-2033.03.2003). В обзор вошли некоторые результаты работ, выполненных при поддержке Российского фонда фундаментальных исследований (гранты РФФИ N° 02-03-33271, N° 03-03-42524-з), программы «Университеты России» (грант N° УР.06.03.006), грантов МНП МГУ и МКНТ № 1.2.24.
ЛИТЕРАТУРА
1. Hench L.L. J. Am. Ceram. Soc., 1998, v. 81, № 7, p. 17051728.
2. Suchanek W., Yoshimura M. J. Mater. Res., 1998, v. 13, № 1, p. 94-117.
3. Doremus R.H. J. Mater. Sei., 1992, v. 27, p. 285-297.
4. LeGeros R.Z. Z. Kardiol., 2001, v. 90, Suppl. 3, p. 116-124.
5. Vallet-Regi M. J. Chem. Soc., Dalton Trans., 2001, p. 97-108.
6. Kokubo T., Kim H.M., Kawashita M. Biomaterials, 2003, v. 24, p. 2161-2175.
7. Dorozhkin S.V., Epple M. Angew. Chem. Int. Ed., 2002, v. 41, p. 3130-3146.
8. LeGeros R.Z. Clinical orthopedics and related research, 2002, v. 395, p. 81-98.
9. Pinchuk N.D., Ivanchenko L.A. Poroshk. Metall, 2003, v.42, № 7-8, p. 357-371.
10. Dubok V.A. Ibid., 2000, v. 39, №7-8, p. 381-394.
11 .BohnerM. Eur. Spine J., 2001, v. 10, p. 114-121.
12.DeGroot К J. Ceram. Soc. Jap., 1991, v. 99, № 10, p. 943953.
13. Orlovskii V.P., Barinov S.M. Russian J. Inorg. Chem., 2001, v. 46, Suppl. 2, p. 129-149.
14. Orlovskii V.P., Komlev V.S., Barinov S.M. Inorg. Mater., 2002, v. 38, № 10, p. 973-984.
15. Орловский В.П., Суханова Т.Е., Ежова Ж.А., Родичева Г.В. Ж. Всес. хим. об-ва им. Д.И. Менделеева, 1991, т. 36, № 6, с. 683-690.
16.Вересов А.Т., Путляев В.И., Третьяков Ю.Д. Рос. хим. ж. (Ж. Рос. хим. об-ва им. Д.И. Менделеева), 2000, т. 44, № 6, с. 32-46.
17. Puleo D.A., NanciA. Biomaterials, 1999, v. 20, p. 2311-2321.
18. Hughes J.M., Rakovan J. In: Phosphates: geochemical, geobi-ological and materials importance. Reviews in mineralogy and geochemistry. Eds. M.J. Kohn, J. Rakovan, L.M. Hughes, 2002, v. 48, p. 1-12.
19. Pan Y., Fleet M. In: Phosphates: geochemical, geobiological and materials importance. Reviews in mineralogy and geochemistry. Eds. M.J. Kohn, J. Rakovan, L.M. Hughes, 2002, v. 48, p. 13-49.
20. Elliot J.C. In: Phosphates: geochemical, geobiological and materials importance. Reviews in mineralogy and geochemistry. Eds. M.J. Kohn, J. Rakovan, L.M. Hughes, 2002, v. 48, p. 427-455.
21. White T.J., Li ZD. Acta Cryst. B, 2003, v. 59, p. 1-16.
22. Каназава Т. Неорганические фосфатные материалы. Пер. с япон. Киев: Наукова думка, 1998, с. 17—109.
23. Barralet J., Best S., Bonfield W. J. Biomed. Mater. Res., 1998, v. 41, p. 79-86.
24. Gross K.A., Berndt C. In: Phosphates: geochemical, geobiological and materials importance. Reviews in mineralogy and geochemistry. Eds. M.J. Kohn, J. Rakovan, L.M. Hughes, 2002, v. 48, p. 631-673.
25. Родичева Т.В., Орловский В.П., Привалов В.И. и др. Ж. не-орг. химии, 2001, т. 46, № 11, с. 1798-1802.
26. Manjubala /., Sivakumar М., Najma Nikkath S. J. Mater. Sci., 2001, v. 36, p. 5481-5486.
27. Eans E.D., Hailer A.W. Calcif. Tissue Int., 1998, v. 63, p. 250-257.
28. Eans E.D., Hailer A.W. Ibid., 2000, v. 66, p. 449-455.
29. Morgan //., Wilson R.M., Elliot J.C. e. a. Biomaterials, 2000, v. 21, p. 617-627.
30. Pieters I. e. a. Inorg. Chem., 1996, v. 35, p. 5791-5797.
31. Cassela A.R., Campos R.C., Garrigues S. e. a. J. Anal. Chem., 2000, v. 367, p. 556-561.
32. Gibson I.R., Bonfield W. J. Mater. Sci. Mater. Med., 2002, v. 13, p. 685-693.
33. De Mayer E.A.P., Verbeek R.M.H., Pieters I.Y. J. Crystal Growth., 1996, v. 169, p. 539-547.
34. Brown P.W. J. Am. Ceram. Soc., 1992, v. 75, № 1, p. 17-22.
35. Martin R.I., Brown P.W. Ibid., 1997, v. 80, № 5, p. 12631266.
36. Везер В. Фосфор и его соединения. М.: Издательство научной литературы, 1962, с. 394—411.
37. Fernandez Е., Gil F.J., Ginebra М.Р. е. a. J. Mater. Sci. Mater. Med., 1999, v. 10, p. 169-176.
38. Опита K, ¡to A. Chem. Mater., 1998, v. 10, p. 3346-3351.
39. Yin X., Scott M.J. J. Chem. Phys., 2003, v. 118, № 8, p. 37173723.
40. Abbona F., Baronet A. J. Crystal Growth., 1996, v. 165, p. 98— 105.
41. Christoffersen J., Christoffersen M.R., Kibalczyc W., Andersen F.A. Ibid., 1989, v. 94, p. 767-777.
42. Christoffersen M.R., Christoffersen J., Kibalczyc W. Ibid., 1990, v. 106, p. 349-354.
43. Kibalczyc W., Christoffersen J., Christoffersen M.R. e. a. Ibid., 1990, v. 106, p. 355-366.
44. Ito A., Kanzaki N., Опита К e. a. J. Phys. Chem. B, 2000, v. 104, p. 4189-4194.
45. Tadic D., Peters F., Epple M. Biomaterilas, 2002, v. 23, p. 2553-2559.
46. Tadic D., Veresov A., Putlayev V, Epple M. Mat.-wiss. und Werkstofftech., 2003, Bd.34, № 12, S. 1048-1051.
47. Соин A.B., Путляев В.И., Вересов А.Г. Вестник ВГТУ, сер. Материаловедение, 2002, вып. 1.12, с. 36—40.
48. Jillavenkatessa A., Condrate R.A. J. Mater. Sci., 1998, v. 33, p. 4111-4119.
49. Tkalcec E., Sauer M., Nonninger R., Schmidt H. Ibid., 2001, v. 36, p. 5253-5263.
50. Liu D.M., Troczynski Т., Tseng W.J. Biomaterials, 2001, v. 22, p. 1721-1730.
51. Liu D.M., Yang Q., Troczynski Т., Tseng W.J. Ibid., 2002, v. 23, p. 1679-1687.
52. Hsieh M.F., Perng L.H., Chin T.Sh., Perng H.G. Ibid., 2001, v. 22, p. 2601-2607.
53. Орловский В.П., Родичева Г.В., Ежова Ж.А. и др. Ж. неорг. химии, 1992, т. 37, вып. 4, с. 881-883.
54. Lazic S. J. Crystal Growth., 1995, v. 147, p.147-154.
55. Liu C., Huang Y, Shen W., Cui J. Biomaterials, 2001, v. 22, p. 301-306.
56. Bouyer E., Gitzhofer F., Boulos M.I. J. Mater. Sci. Mater. Med., 2000, v. 11, p. 523-531.
57. Rodriguez-Lorenzo L.M., Vallet-Regi M. Chem. Mater., 2000, v. 12, p. 2460-2465.
58. Liu Y., Sethuraman G. J. Colloid Interface Sci., 1997, v. 186, p. 102-109.
59. HeughebaertJ.C. Ibid., 1990, v. 135, p. 20-32.
60. Chander S., Fuerstenau D.W. Ibid., 1979, v. 70, № 3, p. 506516.
61 .Kivrak N., Tas A. J. Am. Ceram. Soc., 1998, v. 81, № 9, p. 2245-2252.
62. Slosarczyk A. e. a. Ibid., 1996, v. 79, № 10, p. 2539-2544.
63. Кибальчиц В., Комаров В. Ж. неорган, химии, 1980, т. 25, № 2, с. 565-567.
64. Melikhov /., Dorozhkin S., Nikolaev A. Russ. J. Phys. Chem., 1990, v. 64, p. 1746.
65. Suchanek W., Yashimura M. J. Mater. Res., 1995, v. 10, № 3, p. 521-529.
66. Mortier A., Lemaitre J. J. Solid State Chem., 1989, v. 78, p. 215-219.
67. Yoshimura M., Suda H. Hydroxyapatite and related materials. Eds. P.W. Brown, B. Constantz. CRC Press Inc., 1994, p. 4572.
68.Brown P.W., Martin R.I. Calcif. Tissue Int., 1997, v. 60, p. 538-546.
69. TenHuisen K.S., Brown P.W. J. Biomed. Mater. Res., 1997, v. 36, p. 233-241.
10. Kim S.R., Lee J.H., Kim Y.T. e. a. Biomaterials, 2003, v. 24, p. 1389-1398.
71. Gibson I.R., Best S.M., Bonfleld W. J. Biomed. Mater. Res., 1999, v. 44, p. 422.
72. Patel N., Best S.M., Bonfleld W. e. a. J. Mater. Sci. Mater. Med., 2002, v. 13, p. 1199-1206.
73. Sayer M., Stratilatov A.D., Reid J. e. a. Biomaterials, 2003, v. 24, p. 369-382.
74. Лазоряк Б. И., Голубев В.Н., Азиев Р. Г. Кристаллография, 1988, т. 33, вып. 5, с. 1113-1121.
15.Arcos D., Rodriguez-Carvajal J., Vallet-Regi M. Chem. Mater., 2004, v. 16, p. 2300-2308.
76. Plokhikh N.V., Soin A.V., Kuznetsov A.V., Veresov A. G., Putlayev V.I., Tretyakov Yu.D. Mendeleev Commun., 2004, v. 14, № 4, p. 178-179.
77. Саркисов П.Д., Михайлежо Н.Ю., Хавлава B.M. Стекло и керамика, 1993, № 9—10, с. 5—11.
78. Yang X., Wang Z. J. Mater. Chem., 1998, v. 8, № 10, p. 2233-2237.
19. Brown P.W., Martin R.I. J. Phys. Chem. В., 1999, v. 103, p. 1671-1675.
80. Brown P. W., Fulmer M. J. Am. Ceram. Soc., 1991, v. 74, № 5, p. 934-940.
81 .Brown P.W., Hocker N., Hoyle S. Ibid., 1991, v. 74, № 8, p. 1848-1854.
82. Fulmer M., Brown P.W. J. Mater. Res., 1993, v. 8, № 7, p. 1687-1993.
83. Martin R.I., Brown P.W. J. Biomed. Mater. Res., 1997, v. 35, p. 299-308.
U.Graham S., Brown P.W. J. Crystal Growth., 1996, v. 165, p. 106-115.
85. Kumar M., Xie J., Chittur K, Riley C. Biomaterials, 1999, v. 20, p. 1389-1399.
86. Yubao L., Xingdong /.. de Groot К Ibid., 1997, v. 18, № 10, p. 737-741.
87. Ginebra M., Ferdinant E., Driessed C.M., Planell J.A. J. Am. Ceram. Soc., 1999, v. 82, № 10, p. 2808-2812.
№. TenHuisen K.S., Brown P.W. Biomaterials, 1998, v. 19, p. 2209-2217.
89. TenHuisen K.S., Brown P.W. J. Am. Ceram. Soc., 1999, v. 82, № 10, p. 2813-2818.
90. Lin F.H., Liao Ch.J., Chen KSh. e. a. Biomaterials, 2001, v. 22, p. 2981-2992.
91. Bigi A., Boanini E., Botter R. e. a. Ibid., 2002, v. 23, p. 18491854.
92. Kokubo Т., Yoshihara S., Nishimura N. e. a. J. Am. Ceram. Soc., 1991, v. 74, № 7, p. 1739-1741.
93. Bermudez O., Boltong M.G., Driessens F.C.M., Planell J.A. J. Mater. Sci. Mater. Med., 1994, v. 5, p. 67—71.
94. Bermudez O., Boltong M.G., Driessens F.C.M., Planell J.A. Ibid., 1994, v. 5, p. 160-163.
95. Bermudez O., Boltong M.G., Driessens F.C.M., Planell J.A. Ibid., 1993, v. 4, p. 389-393.
96. Driessens F.C.M., Boltong M.G., Bermudez O., Planell J.A. Ibid., 1993, v. 4, p. 503-508.
91. Driessens F.C.M., Boltong M.G., Bermudez. O. e. a. Ibid., 1994, v. 5, p. 164-170.
98. Sinitsina O., Veresov A., Putlayev V. e. a. Mendeleev Commun., 2004, v. 14, № 4, p. 179-180.
99.FabbriM., Celotti G.C., Ravaglioli A. Biomaterials, 1994, v. 15, № 15, p. 474-477.
100. Fabbri M., Celotti G.C., Ravaglioli A. Ibid., 1995, v. 16, № 15, p. 225-228.
101 .Zyman Z.Z. J. Biomed. Mater. Res., 1991, v. 46, p. 135-140.
102. Klein C.P.A.T., Driessen A.A., de Groot K, van den Hoof A. Ibid., 1983, v. 17, p. 769-784.
103. Wen H.B., van den Brink J., de Wijn J.R. e. a. J. Crystal Growth., 1998, v. 186, p. 616-623.
104. Bakos D., Soldán M., Hernandez-Fuents /. Biomaterials, 1999, v. 20, p. 191-195.
105. Yaylaoglu M.B., Korkusur P., Ors U. e. a. Ibid., 1999, v. 20, p. 711-719.
106. Guild F.J., Bonfleld W. J. Mater. Sci. Mater. Med., 1998, v. 9, p. 497-502.
107. TenHuisen K.S., Martin R.I., Klimkiewicz M., Brown P.W. J. Biomed. Mater. Res., 1995, v. 29, p. 803-810.
108. Hirota K., Nishihara K., Tanaka H. Biomed. Mater. Eng., 1993, v. 3, № 3, p. 147-151.
