Введение

Металлические ортопедические имплантаты широко используются для замены и/или регенерации поврежденных костных тканей. Металлические имплантаты обладают рядом весомых преимуществ перед полимерными и полимерно-керамическими композитами, применяемыми в тех же целях, за счет более высоких показателей механической и ударной прочности [1, 2]. Что касается металлических ортопедических имплантатов, то их условно можно классифицировать как постоянные (протезы коленного или тазобедренного сустава) и временные (или иначе – биоразлагаемые) имплантаты – винты, штифты и т. д. [3, 4]. В медицинской практике на протяжении многих лет в качестве постоянных имплантатов применялись такие материалы, как нержавеющая сталь, титан и сплав кобальт-хром, однако применение данных металлических сплавов имеет ряд существенных недостатков [5, 6].

Первая проблема обусловлена существенным различием в механических свойствах данных металлических сплавов и натуральных костей. Так, модуль упругости металлических сплавов значительно превосходит модуль упругости человеческой кости. В условиях внедрения имплантата в организм несоответствие механических свойств может привести к явлению, именуемому в медицине остеопенией, когда в результате снижения типичного напряжения, прилагаемого к кости, начинается процесс резорбции или, иными словами, снижения ее плотности [7, 8]. Для решения этой проблемы уже предложены методы по повышению пористости сплавов систем Co–Cr–Mo и Ti–6Al–4V, в целях приближения значения модуля упругости этих сплавов к модулю упругости натуральной кости. Помимо этого, предложен ряд методов, позволяющих получать требуемую пористую структуру за счет применения впрыска газов в расплав металла, применения спеченных металлических порошков или плазменного напыления. Однако развитие данных методов получения необходимой пористости материалов связано с рядом серьезных недостатков, таких как повышенная хрупкость, появление примесных фаз и ограниченные возможности контроля над формой, размером и распределением пористости имплантатов, что существенно ограничивает возможности применения пористых материалов.

Вторая существенная проблема, ограничивающая применение постоянных имплантатов, связана с коррозионными процессами, протекающими непосредственно в организме. Коррозионные процессы приводят к выделению ионов токсичных металлов (таких как хром, никель, кобальт), что может привести к нежелательным иммунным ответам и даже отторжению имплантата организмом.

Значительные проблемы и ограничения, связанные с применением постоянных имплантатов, поставили перед учеными и исследователями задачу создания биоразлагаемых и биосовместимых имплантатов, которые бы оставались в организме лишь на ограниченный срок, необходимый для восстановления повреждения.

Свойствами, наиболее близкими к натуральной кости, среди всех биоразлагаемых материалов обладают сплавы магния. Модуль упругости магния (E=41–45 ГПа) и плотность (d=1,74–1,84 г/см³) сходны с аналогичными показателями кости (E=15–25 ГПа и d=1,8–2,1 г/см³). В табл. 1 приведено сравнение механических свойств материалов, применяемых в качестве имплантатов [9, 10].

Сравнение характеристик позволяет сделать вывод, что сплавы на основе магния обладают наиболее предпочтительным комплексом механических свойств (пределы прочности и текучести, плотность, модуль упругости), наиболее приближенным к показателям кости человека, относительно других биоразлагаемых материалов. Кроме того, ионы магния являются важной химической составляющей в процессе метаболизма человека (с потребностью порядка 250–300 мг/сут), что объясняет их естественное нахождение в костной ткани и, соответственно, сродство магниевого имплантата к естественной химической среде организма.

Таблица 1

Механических свойств материалов, применяемых в качестве имплантатов

Однако есть и ограничения по использованию сплавов магния в качестве имплантатов. Одно из них – высокая коррозионная активность. Как известно, после контакта с жидкой биологической средой магний окисляется с образованием катионов по анодной реакции (где М – масса образца), соответствующей уравнению (1), генерируемые электроны расходуются на восстановление воды, соответствующее катодной реакции (2):

Эти реакции протекают по всей поверхности металла вследствие образования гальванических пар, обусловленного различием электрохимического потенциала между металлической матрицей, интерметаллидными фазами и органическими молекулами, адсорбированными на поверхности имплантата. Именно протеканием этих процессов и объясняется явление растворимости биоразлагаемого магния в биологической среде. Высокая коррозионная активность магниевых сплавов в физиологической среде помимо этого связана со значительным количеством растворенных в ней хлорид- и гидроксид-ионов, а также кислорода. Высокий электрохимической потенциал среды такого состава приводит к активной миграции ионов с поверхности металла во внешнюю среду.

Коррозионные процессы, протекающие в ходе разложения магния в организме, приводят к образованию пузырьков газообразного водорода, который быстро поглощается организмом и при попадании в кровь может вызвать эмболию, приводящую к летальному исходу. Установлено, что допустимая норма выделения H₂, не приводящая к повреждениям организма человека, находится в пределах 0,01 мл/(см²·сут) [11]. Помимо этого, изменение pH в области, окружающей корродирующую поверхность, может негативно сказаться на процессе восстановления тканей.

Протекание коррозионных процессов имеет неравномерный характер. Интенсивность этих процессов непостоянна на всем протяжении использования протеза и, соответственно, требует тщательного изучения. В настоящее время имеются данные об исследовании коррозионных свойств ряда сплавов на основе магния в условиях их нахождения непосредственно в организме животного. Данные о скорости коррозии магния и его сплавов в условиях среды живого организма приведены в табл. 2 [12, 13].

Таблица 2

Скорость коррозии магния и магниевых сплавов при имплантации

Проблема корреляции между скоростью коррозии сплавов на основе магния и объемом выделяемого водорода в настоящее время требует дальнейшего изучения. Уже предложены варианты решения представленных ранее проблем путем достижения более высоких коррозионных свойств магниевых сплавов посредством оптимизации состава и микроструктуры металла, а также с помощью нанесения защитных антикоррозионных покрытий. Основная задача антикоррозионного покрытия – сдержать процесс коррозии магниевого сплава на срок, достаточный для восстановления повреждения костной ткани человека, так как иначе имплантат просто растворится и не произведет должного эффекта. Скорость восстановления тканей является индивидуальной для каждого отдельно взятого организма, в связи с чем вопрос применения покрытий также требует дальнейшего изучения.

Работа выполнена в рамках реализации комплексной научной проблемы 10.10. «Энергоэффективные, ресурсосберегающие и аддитивные технологии изготовления деформированных полуфабрикатов и фасонных отливок из магниевых и алюминиевых сплавов («Стратегические направления развития материалов и технологий их переработки на период до 2030 года») [14].

Влияние легирования на механические и коррозионные свойства

Биоразлагаемые сплавы на основе магния разделяют на четыре группы:

1 – чистый магний;

2 – сплавы системы Mg–Al;

3 – сплавы системы Mg–РЗМ;

4 – сплавы системы Mg–Zn.

Рассмотрим влияние легирующих элементов на свойства магниевых сплавов [15–17]. В качестве легирующего элемента Al повышает механические и коррозионные свойства магниевых сплавов – содержание Al в пределах 1,0–7,5% (по массе) приводит к значительному снижению размера зерна [18]. Как правило, Al частично растворяется в Mg-твердом растворе и выделяется в виде вторичной фазы Mg₁₇Al₁₂ по границам зерна. Литые сплавы системы Mg–Al имеют матрицу, состоящую из α-Mg и β-фазы, в основном состоящей из Mg₁₇Al₁₂, но также возможно присутствие фаз FeAl и Fe₂Al₅ в зависимости от содержания примеси железа. В присутствии электролита эти фазы демонстрируют различные электродные потенциалы. Инертная природа фазы Mg₁₇Al₁₂ сама по себе действует в качестве коррозионного барьера. Предполагается также, что в случае высокой объемной доли β-фазы и ее распределения по границам зерен она, окружая α-Mg матрицу, может послужить барьером для коррозионных процессов.

Нормальное содержание Al в организме человека составляет порядка 300 г. Избыточное количество может привести к накоплению Al в костной ткани, уменьшению жизнеспособности остеокластов – клеток, регулирующих количество костной ткани в организме.

Кальций (Ca) способствует рафинированию вредных примесей в магниевых сплавах и вместе с тем способствует уменьшению скорости роста зерна при содержании до 0,5% (по массе) [19]. Повышение содержания Ca в сплаве приводит к образованию фазы Mg₂Ca, выделяющейся по границам зерен. Хрупкая фаза Mg₂Ca снижает пластичность сплавов системы Mg–Ca и, помимо этого, ее большое объемное содержание приводит к снижению коррозионных свойств сплава за счет образования микрогальванических ячеек. Поэтому можно сделать вывод, что увеличение концентрации Ca свыше 1% (по массе) нецелесообразно.

В организме человека Ca способствует контролю гормонов и гомеостаза крови, участвует в процессе сокращения мышц и служит регулятором высвобождения нейромедиаторов. Нарушение установленного значения в 0,919–0,933 мг/л в крови человека может привести к появлению камней в почках, сердечной недостаточности, а также к редкому заболеванию – гипопартериозу, приводящему к патологии кожных покровов, деформации хрусталика и замедлению роста у детей.

Марганец (Mn) часто используется как легирующая добавка в магниевых сплавах [20]. Повышение концентрации Mn вплоть до 0,4% (по массе) приводит к уменьшению размера зерна в сплавах группы Mg–Al–Mn. Помимо этого, Mn повышает коррозионную стойкость алюминийсодержащих сплавов – за счет превращения Fe и прочих примесей в безвредные интерметаллические соединения β-Mn(Fe). Однако чрезмерное добавление Mn приводит к снижению коррозионной стойкости сплава из-за образования марганецсодержащего интерметаллида Mn₅Al₈. Нормальное содержание Mn в организме человека 12 г, он служит в качестве активатора различных ферментов, но превышение нормального значения может привести к нарушению работы системы опорно-двигательного аппарата.

Добавление цинка (Zn) в качестве легирующего элемента приводит к образованию вторичных фаз уменьшающих размер зерна и повышающих механические свойства магниевых сплавов. Доказано, что добавление 3% (по массе) Zn в сплавы системы Mg–Zn–Mn приводит к образованию вторичной фазы Mg–Zn, которая в свою очередь, осаждаясь из магниевой матрицы, повышает прочностные характеристики благодаря механизму дисперсионного упрочнения [21, 22]. При увеличении содержания Zn свыше 5% (по массе) вторичная фаза Mg–Zn начинает выступать в качестве катода, тем самым ускоряя процесс коррозии матрицы α-Mg вокруг фаз Mg–Zn.

Цинк является важным элементом иммунной системы человека, его содержание в организме составляет 2 г, а превышение этого значения может привести к появлению судорог и проблем с желудочно-кишечным трактом.

Литий (Li) в качестве легирующего элемента приводит к изменению структуры решетки – от гексагональной плотноупакованной (ГПУ) к объемноцентрированной кубической (ОЦК). Следовательно, добавление этого элемента способствует повышению пластичности и технологичности магниевых сплавов. Помимо этого, за счет того, что Li является более активным металлом, чем Mg, его добавление приводит к значительному повышению коррозионной стойкости, но после добавления 9% (по массе) возникает обратный эффект.

Излишнее содержание лития может привести к нарушению работы почек и дыхательных функций.

Редкоземельные элементы (РЗЭ) обычно вводятся в магниевые сплавы в качестве лигатур с целью повышения прочностных характеристик при комнатной и повышенных температурах [23]. Так, иттрий (Y), обладая высокой растворимостью в твердом растворе, часто вводится в магниевые сплавы комплексно, вместе с другими РЗЭ, – для улучшения сопротивления ползучести и повышения длительной прочности. Помимо этого, РЗЭ образуют интерметаллические соединения с Mg и Al, имеющие ярко выраженное позитивное влияние на прочность и коррозионную стойкость магниевых сплавов. Так, в сплавах системы Mg–Al–Ce во время затвердевания образуются вторичные фазы Al–Ce, сегрегирующиеся по границам зерна и эффективно блокирующие скольжение дислокаций. Частицы Al–Ce также снижают скорость коррозии – при высоком содержании Ce в сплавах частицы Al₁₁Ce₃ образуют сеть, окружающую матрицу Mg и выступающую в качестве микрогальванического катода. Фаза Al–Ce проявляет пассивирующую способность в широком диапазоне pH, что замедляет коррозионные процессы в магниевых сплавах.

Достоверно известно, что стронций (Sr) является естественным остеотропным элементом и в очень малых количествах содержится в организме человека. Помимо этого, имеется ряд публикаций, доказывающих влияние стронция на процесс ремоделирования костной ткани, формирование и резорбцию кости.

Как показано ранее, выделяющиеся в результате процесса коррозии магниевых сплавов ионы в той или иной степени оказывают негативное влияние на организм человека. Условно их можно разделить на три группы: малотоксичные, такие как Mg, Ca, Li, Al, Zr и т. д.; умеренно токсичные элементы, например Y и пр., тяжелотоксичные –  Ni, Cu и др. Очевидно, что при создании медицинских магниевых сплавов следует отдавать предпочтение легированию лишь малотоксичными и умеренно токсичными элементами, прибегая к использованию тяжелотоксичных лишь в пределах допустимой дозы для организма человека. Как правило, содержание любых токсичных элементов при низкой их концентрации не оказывает существенного воздействия на организм в целом и лишь при избыточном высвобождении приводит к неблагоприятным последствиям. Сам по себе магний, являющийся распространенным элементом в организме человека, имеет очень низкую токсичность. Следовательно, применение сплавов на основе Mg вполне оправдано, следует лишь решить задачу по оптимизации количества легирующих элементов в соответствии с нормами физиологической среды на участках имплантации для контроля процесса коррозии. Важно, чтобы биомедицинские имплантаты разрабатывались из соображений контроля локализованного высвобождения ионов металлов ниже пороговых значений, так как концентрация и интенсивность выделения различных ионов оказывается под влиянием множества факторов, таких как: доступное пространство между имплантатом и костной тканью; напряжения, возникающие между костью и имплантатом; изменение pH среды; местное кровоснабжение.

Одним из решений поставленной задачи могут стать биопокрытия, призванные замедлять процесс биодеградации, тем самым давая возможность контролировать выделение ионов металлов в организм человека.

Покрытия для имплантатов из магниевых сплавов

Одним из перспективных методов создания биопокрытий для имплантатов является метод микродугового оксидирования (МДО), который позволяет получать пористые, шероховатые и прочно сцепленные с подложкой покрытия из кальций-фосфатов (КФ) на поверхности сплавов [24]. Данный метод за счет изменения параметров процесса, таких как состав и концентрация электролита, позволяет получать покрытия высокого качества с управляемой структурой, химическим и фазовым составом.

Покрытия из золь-геля также представляют интерес для обеспечения защиты магниевых сплавов от коррозии [25]. Общее название «золь-гель процесс» объединяет большую группу методов получения (синтеза) материалов из растворов, существенным элементом которых является образование геля на одной из стадий процесса. В основе наиболее известного варианта золь-гель процесса лежат процессы контролируемого гидролиза соединений – обычно алкоксидов M(OR)_x (где M: Si, Ti, Zr, V, Zn, Al, Sn, Ge, Mo, W и др.) или соответствующих хлоридов – в водной или органической, чаще спиртовой, среде.

В настоящее время имеются данные по применению золь-геля на основе силана в качестве коррозионных и биосовместимых покрытий для магниевых сплавов. Основные преимущества использования силана в качестве антикоррозионных покрытий – гидрофобная сетка Si–O–Si, малая восприимчивость к гальваническим реакциям с Mg, хорошие адгезионные свойства, возможность химического модифицирования, малая токсичность.

Успешно проведены испытания биоразлагаемого композита на основе сплава системы Mg–6Zn–Ca и покрытия из диэтилфосфатоэтилтриэтоксисилана в среде, идентичной по составу жидкости тела. Образцы с таким покрытием показали шестикратный рост коррозионной стойкости.

Имеются также данные об исследованиях покрытия из гибридного неоргано-органического фосфоната силана на магниевом сплаве AZ31B, для которого оценивали коррозионную стойкость в растворе Харрисона. В результате наблюдался незначительный прирост сопротивления коррозии для данного сплава.

Синтетические алифатические полиэфирные покрытия благодаря своим уникальным свойствам также могут рассматриваться в качестве антикоррозионных покрытий. Сами по себе биосовместимые полимерные имплантаты не нашли применения в ортопедии из-за недостаточных значений механических свойств [26]. Но тем не менее вполне возможно их использование в качестве антикоррозионного покрытия, наносимого на имплантат из магниевого сплава. Повышение коррозионных свойств в таком случае достигается за счет изоляции металла от агрессивного воздействия среды организма. Причем свойство биосовместимости полимеров в данном случае имеет решающее значение, позволяя организму лучше адаптироваться к инородному телу и уменьшая вероятность возможного иммунного ответа на введение имплантата. Помимо этого, возможность легкого модифицирования полимеров физическими, химическими или механическими способами позволяет найти им широкое применение в биомедицине.

Синтетические алифатические сложные полиэфиры – такие как полимолочная кислота (PLA), полимолочная гликолевая кислота (PLGA), поликапролактон (PCL), полиэтиленимин (PEI) – могут выполнять роль покрытий и позволяют контролировать начальную скорость разложения, так как этот параметр напрямую зависит от молекулярной массы непосредственно полимера. В частности, полимолочная кислота и полимеры на основе гликолевой кислоты, такие как PLA и PGA, уже были изучены и широко применяются в качестве антикоррозионных покрытий в ортопедической имплантации.

Заключение

Биоразлагаемые сплавы на основе Mg имеют большой потенциал применения в качестве имплантатов для нужд ортопедии. Главными преимуществами таких материалов являются их биосовместимость, а также приемлемые механические свойства – плотность и модуль упругости, сопоставимые с величинами этих параметров для костной ткани.

Однако основным фактором, сдерживающим использование магниевых сплавов в качестве материала для имплантатов, является их чрезвычайно высокая коррозионная активность в биологических жидкостях, что приводит к преждевременной потере механической прочности имплантата до момента восстановления костной ткани.

Проблема может быть решена путем подбора такого состава сплава, который обеспечивал бы высокие значения коррозионной стойкости, при этом без использования тяжелотоксичных легирующих элементов, или же за счет формирования на поверхности антикоррозионных защитных покрытий. В настоящее время имеются публикации, показывающие возможность создания таких покрытий на основе полимеров, золь-геля, а также кальций-фосфатов.