Тонкая структура наноразмерных биосовместимых покрытий на основе гидроксиапатита, легированного цинком, полученных на титане методом ВЧ-магнетронного распыления
ВВЕДЕНИЕ 12
1. МАТЕРИАЛЫ, ПРИМЕНЯЕМЫЕ В МЕДИЦИНЕ 14
1.1 БИОИНЕРТНЫЕ МЕТАЛЛЫ И СПЛАВЫ 14
1.2 БИОПОКРЫТИЯ 16
1.2.1 Методы нанесения покрытий для медицины 16
1.2.1.1 Микродуговое оксидирование 16
1.2.1.2 Золь-гель метод 18
1.2.1.3 Высокочастотное магнетронное распыление 19
1.2.2 Кальцийфосфатные покрытия 23
1.2.3 Влияние температуры подложки при вакуумном напылении на
морфологию и структуру покрытий 25
1.2.4 Антибактериальные покрытия 26
1.3 РОССИЙСКИЕ И МЕЖДУНАРОДНЫЕ СТАНДАРТЫ ДЛЯ ПОКРЫТИЙ В ОБЛАСТИ
МЕДИЦИНЫ 28
1.4 МЕТОД ПРОБИВНОГО НАПРЯЖЕНИЯ КАК ТЕХНИКА НЕРАЗРУШАЮЩЕГО
КОНТРОЛЯ ДЛЯ ТЕСТИРОВАНИЯ КАЛЬЦИЙФОСФАТНЫХ ПОКРЫТИЙ 31
2. ЭКСПЕРИМЕНТАЛЬНЫЕ МЕТОДЫ ИССЛЕДОВАНИЯ 33
2.1 ЦЕЛЬ И ЗАДАЧИ ИССЛЕДОВАНИЯ 33
2.2 ОБЪЕКТЫ ИССЛЕДОВАНИЯ 33
2.3 ФОРМИРОВАНИЕ КАЛЬЦИЙФОСФАТНЫХ ПОКРЫТИЙ МЕТОДОМ МАГНЕТРОННОГО
РАСПЫЛЕНИЯ 34
2.4 Методы исследования 37
2.4.1 Растровая электронная микроскопия и фокусируемый ионный пучок 38
2.4.2 Атомно-силовая микроскопия 39
2.4.3 Рентгенофазовый анализ 42
2.4.4 Рамановская спектроскопия 44
2.4.5 Просвечивающая электронная микроскопия 48
2.4.6 Метод пробивного напряжения 50
3. ЭКСПЕРИМЕНТАЛЬНЫЕ РЕЗУЛЬТАТЫ 51
3.1 МОРФОЛОГИЯ ТОНКОЙ СТРУКТУРЫ И НАПРАВЛЕНИЯ РОСТА ПОКРЫТИЯ 51
3.2 ТОПОГРАФИЯ И ШЕРОХОВАТОСТЬ 57
3.3 ИССЛЕДОВАНИЕ МОЛЕКУЛЯРНЫХ СВЯЗЕЙ ПРИ ПОМОЩИ СПЕКТРОСКОПИИ
КОМБИНАЦИОННОГО РАССЕЯНИЯ 59
3.4 МИКРОСТРУКТУРА И ФАЗОВЫЙ СОСТАВ ПОКРЫТИЯ 62
3.5 ПРОБИВНОЕ НАПРЯЖЕНИЕ 65
4. ФИНАНСОВЫЙ МЕНЕДЖМЕНТ, РЕСУРСОЭФФЕКТИВНОСТЬ И РЕСУРСОСБЕРЕЖЕНИЕ 71
4.1 ПРЕДПРОЕКТНЫЙ АНАЛИЗ 71
4.1.1 Потенциальные потребители результатов исследования 71
4.1.2 SWOT-анализ 73
4.1.3 Структура работ в рамках научного исследования 75
4.1.4 Анализ конкурентных технических решений с позиции
ресурсоэффективности и ресурсосбережения 77
4.1.5 Оценка готовности проекта к коммерциализации 79
4.2 ПЛАНИРОВАНИЕ УПРАВЛЕНИЯ НАУЧНО-ТЕХНИЧЕСКИМ ПРОЕКТОМ 81
4.2.1 Бюджет научного исследования 81
4.2.2 Сырье, материалы, покупные изделия и полуфабрикаты 81
4.2.3 Специальное оборудование для научно-исследовательских работ 82
4.2.4 Основная заработная плата 82
4.2.5 Дополнительная заработная плата научно-производственного
персонала 84
4.2.6 Отчисления на социальные нужды 85
4.2.7 Накладные расходы 85
5 СОЦИАЛЬНАЯ ОТВЕТСТВЕННОСТЬ 87
5.1 СОЦИАЛЬНЫЕ ПРАВА ПЕРСОНАЛА 88
5.1.1 Охрана труда 88
5.1.2 Охрана окружающей среды 88
5.1.3 Экономное расходование ресурсов 89
5.2 ОБЕСПЕЧЕНИЕ ЗАЩИТЫ ОТ ВРЕДНЫХ ПРОИЗВОДСТВЕННЫХ ФАКТОРОВ 90
5.2.1 Требования к параметрам микроклимата 90
5.2.2 Требования к освещенности 91
5.2.3 Гигиеническое нормирование шума 92
5.3 ТРЕБОВАНИЯ К ПЭВМ И ОРГАНИЗАЦИЯ РАБОТЫ ОРГАНИЗАЦИОННЫЕ
МЕРОПРИЯТИЯ 93
5.4. ЗАЩИТА ОТ ОПАСНЫХ ПРОИЗВОДСТВЕННЫХ ФАКТОРОВ 95
5.4.1. Защита от опасности электропоражения 95
5.4.2 Защита от пожаров 97
5.4.3 Защита окружающей среды 100
5.4.4 Предотвращение ЧС и устранение их последствий 101
ЗАКЛЮЧЕНИЕ 104
СПИСОК ЛИТЕРАТУРЫ 107
ПРИЛОЖЕНИЕ А 115
Для имплантируемых конечностей организма человека и имплантатов в дентальной, травматологических и ортопедических операциях чаще всего используют технически чистый титан (Ti) из-за его свойства биосовместимости и достаточного уровня механических свойств.
Современная тенденция медицинского материаловедения заключается в “регенерационном” подходе, т.е. создании и использовании материалов, которые взаимодействуют с организмом и стимулируют восстановление ткани, растворяясь при этом сами. Необходимая совместимость поверхности медицинских имплантатов с биологическими тканями достигается за счет применения имплантатов комбинированной конструкции, характеризуемых наличием прочной, как правило, металлической основы и покрытия из биосовместимого материала, который может представлять специально сформированный слой фосфатов кальция (далее СаР) [1].
На приживление имплантата может влиять ряд факторов: попадание экзогенной и эндогенной инфекции, особенности функционального состояния организма и обмена веществ, от которых зависит остеоинтеграция имплантата и кости, а также вид супраструктуры в дентальных имплантатах и соответственно нагрузка на них.
Однако инфекции, связанные с медицинскими имплантатами, представляют большую проблему для здравоохранения. В рану инфекция может попадать экзогенным контактным путем (90 % случаев), в том числе при нарушении стерильности операции, воздушным путем за счет содержания бактерий в воздухе [2,3,4].
Давно разработаны и внедрены в клиническую практику препараты на основе серебра, обладающего рядом ценных в медицинском отношении свойств. Бактерицидный эффект серебра проявляется уже при концентрации 0,1-0,2 мг/л и времени контакта с колонией бактерий в растворе от 10 до 60 минут. Однако, длительное функционирование имплантата невозможно без эффекта остеоинтеграции. Помимо определенной пористости необходимо наличие биоактивного композиционного внешнего слоя поверхности, получаемого по технологии плазменного напыления, и вещества, стимулирующего остеообразование на границе с имплантатом (гидроксиапатита). Таким образом, актуальным вопросом является модификация биокомпозиционного покрытия инфраструктур имплантатов путем придания ему антибактериальных свойств [5].
Несмотря на хорошую устойчивость имплантатов к воздействию агрессивных биологических сред, миграция металлов с поверхности имплантируемых систем и отдельных имплантатов в ткани организма имеет место и обусловлена высокой электропроводностью и электролитической активностью применяемых сплавов.
В 73% случаев применения металлических имплантатов у мужчин наблюдаются иммунодепрессия, изменения иммунореактивности и другие сдвиги, что повышает вероятность послеоперационных осложнений. Титан через несколько месяцев после имплантации обнаруживается в легких, печени, почках и лимфатических узлах [6]. К тому же, степень адгезии тканей к имплантатам из титановых сплавов хуже, чем к биокерамике. Проблемы, связанные с улучшением биосовместимости вводимых в организм материалов и фиксации протеза в костной ткани, ускорением процессов заживления, увеличением срока службы имплантата успешно решаются путем нанесения на его поверхность биоактивных резорбируемых покрытий из гидроксиапатита (ГАП).
В настоящее время в различные отрасли производства активно внедряются методы неразрушающего контроля. Область производства связанная с биомедицинскими технологиями не стала исключением. Для того чтобы произвести контроль качества выпускаемой продукции и при этом иметь возможность реализовать продукт после теста необходимо внедрять методы НК. Однако в случае с производством тонких пленок толщиной менее 1мкм, такая задача является нетривиальной. Согласно ГОСТ 9.302-88 «Металлы и неметаллические неорганические покрытия. Методы контроля» указано, что такие покрытия могут быть исследованы вихретоковым методом или с применением методов радиологии. Однако нижней границей чувствительности вихретокового метода является толщина покрытия в 1мкм, а применение методов радиологии связано с дополнительными затратами на обеспечение радиационной защиты. Таким образом, целью работы является комплексное исследование биопокрытий на основе цинкзамещенного ГАП, полученных методом ВЧ магнетронного распыления на титановых подложках, с применением неразрушающих методов контроля и метода высокоразрешающей просвечивающей электронной микроскопии. А одной из задач является предложить качественный экспресс анализ тонких покрытий, который является неразрушающим и доступным в использовании.
Методома ВЧ магнетронного распыления CaP мишеней получены тонкие биопокрытия состава ГАП-0,47П и ГАП на подложках титана ВТ1-0. Метод ВЧ магнетронного распыления позволили получить покрытия с различным элементным составом, морфологией и толщиной для применения в области биомедицинских технологий. Для комплексного исследования покрытий использованы методы неразрушающего и разрушающего (ВР ПЭМ) контроля. Нижеследующие результаты представлены как комплексное исследование основных параметров биомедицинских покрытий, требуемых международными стандартами ISO и ГОСТ.
Метод ВР ПЭМ применен для исследования структуры покрытия. Результаты показали наличие равноосной безтекстурированной зеренной структуры с ориентацией зерен (122), (200) и (101) покрытия полученного при стандартном режиме напыления ГАП-0,47П (250Вт, 3 часа). Используя микрофотографии, были измерены межплоскостные расстояния решетки кристаллического TAn-0,4Zn (2,39, 3,50, 4,07, 5,25 А). Данные совпали с табличными для гексагонального ГАП. Покрытие имеет градиентную структуру и изменяется от квазиаморфного слоя до кристаллического слоя, а размер зерна - от 10±3 нм до 27±3 нм. Таким образом, структура покрытия является поликристаллической с тонким квазиаморфным субслоем ГАП, равным 8 нм и находящимся на интерфейсе подложки и покрытия.
Атомная силовая микроскопия позволила исследовать топографию поверхности покрытия и выполнить измерение параметров поверхности покрытия. С увеличением температуры подложки при напылении, структурные элементы видоизменяются и равноосная зеренная структура превращается в колонковую структуру. Максимальный эффект наблюдается при температуре подложки 400°С. Средний размер структурных элементов равен 260 нм для покрытия, напыляемого без подогрева подложки. В этом случае температура подложки при напылении не превышала 50°С.
Рамановская спектроскопия при исследовании покрытий показала пики интенсивности, характерные для Г АП. Эти линии соответствовали линиям колебаний РО4 групп, и представляют две колебательных моды V1PO4 и V3PO4. Усиление пика v1PO4 при исследовании покрытия, напыленного при температуре 400oC, говорит об структурных изменениях материала, что подтверждается РФА.
РФА и ЭДРА позволили получить уточненные данные по изменению элементного состава и структуры покрытия при воздействии температуры в процессе напыления и. По результатам ЭДРА отношение атомных концентраций кальция и фосфора в покрытии равна 1,67, что соответствует стехиометрическому ГАП. Так же было зарегистрировано наличие цинка небольшой концентрации. Результаты РФА показали, что увеличение температуры подложки до 300-400OC при распылении мишени на основе ГА приводит к формированию покрытия с образованием текстуры с преимущественной ориентацией кристаллов ГАП (002) и (112). В работе показано, что изменяя параметры и режимы напыления возможно менять морфологию и структуру покрытия.
Измерение величины пробивного напряжения было предложено в качестве метода неразрушающего контроля кальций фосфатных покрытий. Показано, что значение этого параметра зависит от концентрации кальция и фосфора в составе покрытия. Также установлено, что максимальные значения пробивного напряжения имеет стехиометрический ГАП в сравнении с субстехиометрическим ГАП. Данная техника позволяет отслеживать изменения в элементном составе, толщине, плотности и шероховатости покрытия. В тоже время электрические свойства ГАП остаются актуальной темой для исследования и в будущем.
Таким образом, применение совокупности методов неразрушающего и разрушающего контроля позволило определить требуемые международными стандартами ISO и ГОСТ параметры покрытий для медицины, такие как толщина покрытия, фазовый состав покрытия, кристаллическое состояние, соотношение Ca/P, микроструктура и морфология поверхности.
Автор выражает глубокую благодарность научному руководителю профессору Шаркееву Ю. П. за предоставление возможности выполнить научную работу и каждодневное обсуждение результатов исследования, ценные комментарии и новые идеи. На ряду с этим выражаю благодарность коллективу лаборатории физики наноструктурных биокомпозитов ИФПМ СО РАН за поддержку работы и постоянные обсуждения, Поповой К.С. за консультации по части РФА исследований, Белявской О.А. за предоставленные синтезированные CaP мишени, Глушко Ю.А. за помощь по напылению кальцийфосфатных покрытий. Искренняя благодарность профессору Чайкиной М.В. за синтез порошка ГАП и ГАП-0,47п в институте химии твердого тела и механохимии СО РАН. Также выражаю благодарность руководству Национального исследовательского томского политехнического университета за предоставление возможности обучаться по программе двойного диплома и непосредственно директору ИНК Борикову В.Н., зам. Директора по учебной работе ИНК Силушкину С.В., начальнику учебно-методического отдела Данейкину Ю.В. и зав. каф. ОФ Лидеру А.М.. Особая благодарность профессору Boiler C. и проект менеджеру Smitkewicz J. за возможность обучаться по программе двойного диплома в Дрезденском международном университете, город Дрезден, Германия (Dresden International University, Dresden, Germany). Выражаю благодарность за предоставление возможности пройти преддипломную практику и выполнить важную часть магистерской работы с использованием метода ВР ПЭМ профессору Zschech E из Дрезденского института керамики (Dresden IKTS).
Выражаю огромную благодарность своим родителям за каждодневную поддержку во время всего периода обучения.
Помощь студентам и аспирантам в выполнении работ от наших партнеров
