Пористая биокерамика

Министерство  образования и науки Российской Федерации

Российский химико-технологический  университет имени Д.И. Менделеева

Факультет технологии неорганических веществ и высокотемпературных  материалов

Кафедра химической технологии керамики и огнеупоров

Учебная научно-исследовательская  работа

на тему:

«Пористая биокерамика»

Заведующий  кафедрой ХТКиО      А. В. Беляков

Руководитель  работы       А. В. Беляков

Выполнил         Н. С. Петрейкина

Москва, 2013 
Содержание

Введение

Кирпич, облицовочная плитка, сантехника и посуда, высокохудожественная продукция из фарфора и фаянса, терракота и майолика, пьезо- и  сегнетоэлектрики – вот далеко не полный перечень востребованности керамики. Но есть и еще одна сфера ее применения – медицина. Каждый из нас наверняка слышал об использовании этого удивительного материала в стоматологии, челюстно-лицевой хирургии, ортопедии, тем не менее лишь немногие знают, что чужеродный предмет в человеческом организме может стать для него «родным».

За последние 30 лет прошлого века использовано свыше четырех десятков различных материалов (керамика, металлы, полимеры) для лечения, восстановления и замены различных частей человеческого тела, включая кожные покровы, мышечную ткань, кровеносные сосуды, нервные волокна, костную ткань. Разработка заменителей костной ткани знаменует, по словам одного из патриархов направления, профессора Лондонского университета Ларри Хенча, революционный этап в развитии человечества: «Тысячелетия тому назад открытие того, что огонь может превратить бесформенную глину в керамическую утварь, привело к возникновению земледельческой цивилизации и радикально улучшило качество и продолжительность жизни. Другая революция произошла уже в наши дни в области использования керамики в медицинских целях. Это инновационное применение специально спроектированных керамических материалов для замены и лечения больных или поврежденных частей тела» [1].

В современном  мире возрастает потребность в новых  биоматериалах, особенно на основе фосфатов кальция, обладающих совместимостью с организмом человека и биологической активностью. Интерес к разработкам в этой области связан, прежде всего, с высокими потребностями ортопедии и реконструктивно-восстановительной хирургии в имплантатах с качественно улучшенными свойствами и созданием в последнее время новых медицинских технологий восстановления поврежденных костных тканей, особенно в онкологии [2].

1. Виды биоматериалов

Биоматериалами называют синтетические или природные материалы, которые либо используются для замены отдельных частей живых организмов, либо предназначены для функционирования в тесном контакте с тканями живых организмов с целью проведения обследования, лечения, улучшения или замены отдельных тканей, целых органов или каких-либо выполняемых ими функций. Важно провести четкую границу между биоматериалами и биологическими материалами. К первым относятся материалы, которые дружественны живым тканям и, следовательно, они могут быть использованы для имплантации, в то время как вторые – это любые материалы, производимые живыми организмами (например, древесина, хлопок, ракушки, кости и т. д.). Биокерамикой называют биоматериалы, имеющие керамическую природу [3].

Биоматериал, используемый в медицинском устройстве или в контакте с биологическими системами, призванный заменить поврежденные участки организма, их отдельные органы и ткани. Например, перелом или травма кости ведет к необходимости замены поврежденной области искусственным имплантатом. При ослаблении слуха пациенту необходим слуховой аппарат. Пластическая хирургия, когда люди хотят как-то изменить черты лица или тела, тоже прибегает к помощи биоматериалов.

Биоматериалы можно условно  разделить на две группы: трансплантаты  и имплантаты. Отдельно выделяют биоматериалы, построенные из клеток или являющиеся их носителями. Первая группа – это органы и ткани, пересаженные от самого пациента или его близких родственников (например, почка, участок кости, кожа). В таком случае проблемы совместимости материала или не возникает, или, наоборот, орган отторгается, зато при удачном исходе он полностью обеспечивает необходимое функционирование.

Вторая группа представляет собой  «неживые» материалы, не имеющие непосредственного отношения к организму: полимеры, керамические блоки, скелеты кораллов и тому подобное. В случае имплантатов проблемы генетической несовместимости материала не возникает, тут встает вопрос о его принципиальной токсичности или биосовместимости. Имплантаты могут быть произведены в любом количестве, чтобы обеспечить необходимый спрос, что является их несомненным плюсом, однако полностью восстановить функции заменяемого органа они не в состоянии [4]. Наиболее широкое распространие получили биоматериалы, в состав которых входят фосфаты кальция и прежде всего гидроксилапатит Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂ (ГАП).

1. Кальций-фосфатные костные цементы

Кальций-фосфатные костные цементы представляют собой смесь порошков фосфатов кальция различного состава и воды (или растворов Н₃РО₄, Na₂HPO₄). Подобная смесь превращается в ГАП даже при 37 °С в ходе схватывания (затвердевания) цемента, образуя пористую массу. Продолжительность схватывания может быть уменьшено до нескольких минут. Классической является фосфатная цементная система, в основе которой лежит реакция

2 CaHPO₄ + 2 Са₄Р₂О₉ = Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂.    (1)

Гидрофосфат CaHPO₄ — более кислое (мольное соотношение Са/Р = 1 < 1,67 для ГАП), а тетракальциевый фосфат – более основное соединение (Ca/P =2 > 1,67) по сравнению с гидроксиапатитом, то есть реакция (1) может рассматриваться как своего рода реакция нейтрализации. К достоинствам фосфатных цементов следует отнести их высокую биоактивность и биосовместимость. Кроме того, цементной массе легко придать любую форму, что очень удобно при заполнении костных дефектов или пломбировании зубных каналов. Если удастся повысить их прочность, то фосфатные цементы смогут заменить собой цементы на основе полиметилметакрилата, которые используются для фиксации костей и имплантатов [1].

2. Композиционные материалы фосфат кальция – полимер

Стремление улучшить механические характеристики кальций-фосфатной керамики привело к созданию композиционных материалов на основе фосфатов кальция и различных полимеров. В подобной линии развития биоматериалов можно усмотреть общую тенденцию современного материаловедения к широкому использованию композиционных материалов, но, вероятно, важнее увидеть здесь попытку учиться у природы, попытку доступными для современной науки средствами моделировать состав и организацию костной ткани. В настоящее время в качестве органической составляющей используют биодеградируемые полимеры: желатин, коллаген, полигликолиды, полилактиды.

Композиты ГАП – коллаген по химическому составу соответствуют реальной кости, хотя и не обладают соответствующей структурной организацией. Такие композиты могут быть получены, например, прессованием в течение нескольких дней смеси коллагена и порошка гидроксиапатита или осаждением кристаллов ГАП из растворов, имеющих состав межтканевой жидкости, на коллагеновые волокна. В первом случае получаются материалы с довольно низкими механическими характеристиками. Вторая методика моделирует не только состав, но и механизм образования костной ткани (минерализация органического матрикса). По этой причине подобный прием называют биомиметическим, то есть воспроизводящим природный процесс. Расстояние между волокнами коллагена определяет размер растущих кристаллов апатита. Полученный таким образом пористый материал характеризуется высокой биоактивностью, большей, чем ГАП и коллаген в отдельности.

Осознание того факта, что ГАП-коллагеновые композиты по своему составу тождественны костной ткани и фактически являются источником минеральных и органических веществ для костных клеток, привело к возникновению регенерационного подхода, в котором акцент делается не на замещение дефекта имплантатом с подходящими механическими характеристиками, а на быструю биодеградацию материала и замену его костной тканью. При этом имплантируемый композит первоначально играет роль опорного и направляющего элемента, способствующего росту костной ткани, а в дальнейшем постепенно рассасывается. Конечно, желательно, чтобы имплантат обладал и приемлемым уровнем механических характеристик и мог бы нести нагрузку в послеоперационный период до полной замены его костной тканью [1].

3. Стеклокерамические биоматериалы

Как известно, обычное  стекло представляет собой достаточно быстро охлажденный расплав, содержащий оксиды Na₂O, CaO, SiO₂, а также другие оксидные добавки. Биоактивные стекла содержат в своем составе оксиды Na₂O, CaO, SiO₂, P₂O₅. При создании большинства биостекол используется состав 45S5 (массовое содержание, %): 24,5 Na₂O, 24,5 CaO, 45 SiO₂, 6 P₂O₅. Изменяя состав, можно в широких пределах управлять биоактивностью таких материалов. Медленное охлаждение расплава указанных оксидов по специальным температурным режимам дает возможность частично закристаллизовать стекло (при этом чаще всего образуется метасиликат кальция – волластонит CaSiO₃) и получить смешанные, стеклокристаллические материалы – биоситаллы, которые имеют более высокие по сравнению со стеклами механические характеристики.

Биостекла и материалы  на их основе не воспринимаются организмом как нечто инородное, напротив, серия биохимических реакций на границе биостекло – кость приводит к интенсивному образованию костной ткани в области контакта и в конечном счете к врастанию имплантата в костную ткань. Следует отметить, что переходный слой между биостеклом и костью может иметь толщину до 1 мм и быть настолько прочным, что перелом произойдет в любом другом месте, но не в зоне срастания. Для сравнения, слой волокнистой соединительной ткани в случае имплантирования биоинертной керамики имеет толщину порядка 1 мкм

Считается, что ключевым элементом, который обеспечивает высокую  биоактивность указанных материалов, является кремний. Гидролиз биостекла  в межтканевой жидкости приводит к образованию тонкого желеобразного слоя (геля) кремниевой кислоты – SiO₂·xH₂O на поверхности имплантата. Отрицательно заряженные гидроксильные группы поверхности слоя кремневой кислоты притягивают из окружающего раствора межтканевой жидкости ионы Са²⁺, заряд поверхности становится положительным, затем на поверхность осаждаются фосфат-ионы – происходит рост слоя гидроксиапатита.

Механические характеристики биостекол ниже, чем их биосовместимость и активность. В силу этого биостекла находят применение в качестве малых или слабонагружаемых имплантатов в стоматологии и челюстно-лицевой хирургии [1].

2. Виды биокерамики

В состав кости входят три основные группы веществ: белок коллаген (25 мас. %) – органическая составляющая костной ткани (костный матрикс), фосфаты кальция (65 мас. %) – неорганическая составляющая и вода (10 мас. %). Кроме указанных веществ, в костной ткани присутствуют в малых количествах другие органические соединения (отличные от коллагена белки, полисахариды, липиды).

Коллаген придает тканям организма необходимую механическую прочность при деформациях типа растяжения и изгиба. Прочность костной ткани на сжатие обусловлена минеральной составляющей – фосфатами кальция (преимущественно в форме упомянутого ранее гидроксилапатита Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂). Кристаллы ГАП присутствуют в кости в форме пластин с размерами 50 × 20 × 5 нм, ориентированных определенным образом по отношению к оси коллагеновых волокон.

Биоматериалы для изготовления имплантатов, помимо структурного подобия костной ткани, должны удовлетворять ряду требований к составу и физико-химическим свойствам:

• химические свойства – отсутствие нежелательных химических реакций с тканями и межтканевыми жидкостями, отсутствие коррозии;
• механические характеристики биокерамики должны быть близкими к таковым для кости (например, различие в упругости может привести к утрате имплантата вследствие резорбции находящегося с ним в контакте костного вещества);
• биологические свойства – отсутствие реакций со стороны иммунной системы организма, срастание с костной тканью, стимулирование процесса образования костной ткани (остеосинтеза);
• для быстрого прорастания костной ткани в имплантат необходимо наличие в последнем сквозных пор размером 100 – 150 мкм.

Используемые в настоящее  время материалы можно разделить на три большие группы, применяя в качестве критерия отклик организма на введенный в него имплантат[1]:

• токсичные (окружающие ткани отмирают при контакте) – большинство металлов;
• биоинертные (нетоксичные, но биологически неактивные) – керамика на основе тугоплавких оксидов (Al₂O₃, ZrO₂);
• биоактивные (нетоксичные, биологически активные, срастающиеся с костной тканью) – композиционные материалы типа биополимер – фосфат кальция, керамика на основе фосфатов кальция, биостекла [1].

1. Биоинертная керамика

Два свойства керамики: химическая инертность и высокая прочность  делают привлекательной в качестве материала для изготовления имплантатов.

К сожалению, оба этих достоинства имеют свою обратную сторону. Так, устойчивость керамики по отношению к среде организма приводит к тому, что кость не может врасти в имплантат, и место контакта заполняется волокнистой соединительной тканью, которая механически охватывает инородное тело. Такой контакт не может быть прочным. Хорошие прочностные характеристики керамики оборачиваются ее повышенной жесткостью. Представим себе модель керамического имплантата в кости в виде двух состыкованных разнородных материалов: один из них – с малой прочностью и жесткостью (кость), другой – с высокой (керамика). Если приложить к такой системе механическую нагрузку, то она распределится неравномерно: большую часть возьмет на себя жесткий керамический элемент. При отсутствии привычной нагрузки клетки костной ткани запускают процесс растворения кости, которая приводит к развитию остеопороза – болезни, заключающейся в уменьшении массы костей за счет развития их пористости. Остеопороз в сочетании с изначально непрочным контактом керамика – кость означает, что в приконтактной области кости вероятность перелома особенно велика.

Следует отметить еще один недостаток, присущий керамическим материалам. Это их повышенная хрупкость, то есть неспособность выдерживать заметные деформации без разрушения. Нагрузка, приложенная к хрупкой керамике, приводит к очень быстрому – катастрофическому – росту микротрещин, имеющихся практически в любом материале, и как следствие – к разрушению. Это явление особенно заметно при динамической нагрузке: ударах, толчках и т. д.

Несмотря на перечисленные  недостатки, существуют области травматологии  и ортопедии, где керамическим имплантатам нет альтернативы. В первую очередь это относится к протезированию тазобедренного сустава. Наиболее широко используют здесь керамику из оксида алюминия (Al₂O₃) с добавкой очень малых (менее 0,5 %) количеств MgO с целью получения мелкозернистого поликристаллического материала. Более высокой по сравнению с керамикой на основе Al₂O₃ трещиностойкостью обладает керамический материал, изготовленный из оксида циркония (ZrO₂) с добавками оксидов магния или иттрия. За свои великолепные механические характеристики подобный материал получил название «керамической стали» [1].

2. Биокерамика на основе гидроксилапатита

Использование фосфатов кальция в качестве биокерамики основано на их химическом сходстве с неорганической составляющей костей и зубов.

При температуре человеческого тела в контакте с водной средой устойчивы только четыре индивидуальных фосфата кальция. В водной среде при температуре 37 °С и pH > 5 происходит их разложение с образованием гидроксилапатита – наиболее устойчивого фосфата кальция в условиях организма. В присутствии паров воды ГАП устойчив к нагреванию вплоть до температуры 1360 °С.

Гидроксилапатит является одним из наиболее приемлемых материалов для изготовления искусственных имплантатов в силу своей прекрасной биосовместимости. Тем не менее, керамика на основе чистого ГАП не лишена недостатков. Этот материал обладает невысокой прочностью, характеризуется довольно низкой стойкостью к распространению трещин и большим разбросом экспериментальных значений прочности от образца к образцу. Эти факторы существенно ограничивают область применения такой керамики, а влажная среда, имитирующая среду организма, лишь усугубляет ее отрицательные свойства. Низкая растворимость синтетического ГАП оборачивается его невысокой биоактивностью: костные клетки медленно «переваривают» предложенный им источник кальция и фосфора; как следствие кость медленно врастает в керамический имплантат.

В настоящее время ведется интенсивная разработка новых композиционных материалов на основе ГАП с улучшенными механическими характеристиками. Для повышения биоактивности ГАП разбавляют более растворимыми фосфатами кальция, например трехзамещенным фосфатом кальция, или же изготавливают пористую керамику на основе ГАП [1].

Пористая поверхность  биокерамики обеспечивает большую поверхность соприкосновения между биоматериалом и растущей костью, что приводит к образованию большего количества химических связей. Установлено, что пористый ГАП может заселяться костной тканью. Поэтому биокерамику стараются делать макропористой (размер пор более 100 мкм) путем введения порообразователей, являющихся либо летучими, либо легко растворимыми в воде соединениями (например, нафталин, сахароза, NaHCO₃, NaCl, желатин, микрошарики из полиметилметакрилата). Согласно имеющимся данным, увеличение размера макропор биокерамики от 150 до 1220 мкм не приводит к улучшению приживаемости имплантатов. Кроме макропор, в любой керамике имеются и микропоры (размер пор менее 10 мкм), которые образуются при спекании порошков. Размеры микропор зависят от условий спекания (температуры и продолжительности процесса) [5].

3. Способы изготовления пористой биокерамики

Пористая керамика из гидроксиапатита широко применяется  как костный заменитель в силу хорошего срастания с костной  тканью. Костная ткань прорастает в поры имплантата, тем не менее наличие крупных пор заметно ухудшает его прочность.

Пористые материалы  применяются для изготовления костных  имплантатов: для лечения непротяженных  костных дефектов, не испытывающих механических нагрузок. Фазовый состав таких материалов должен быть представлен биосовместимыми неорганическими компонентами с преобладанием биодеградируемой (резорбируемой) фазы. Необходимо, чтобы поры в таких материалах были проницаемыми, а их размер достаточно большим, не менее 100 мкм, чтобы обеспечить проникновение физиологической среды внутрь материала. Прочность материала должна быть достаточной для проведения врачом необходимых манипуляций как на стадии подготовки имплантата, так и во время операции. Такой пористый материал, присутствуя в месте костного дефекта, создает условия сначала для формирования композита искусственный неорганический материал – органический компонент, а затем композита регенерированный карбонат гидроксиапатита – органический компонент.

Предложены различные методы получения пористой ГАП-керамики. Наиболее оригинальный метод использует готовый остов из СаСО₃, особенности структуры которого наследует получаемый гидроксиапатит. С этой целью применяют такой природный материал, как коралл (основное вещество скелета СаСО₃), который при длительном нагревании в растворе гидрофосфата аммония в автоклаве переходит в ГАП, сохраняя исходную пористую структуру коралла.

Способ получения пористых материалов с применением метода дублирования полимерной матрицы на основе порошков фосфатов кальция [6]. Этим способом удалось изготовить высокопористые ячеистые материалы из шихты на основе фосфата кальция и стекол системы MgO – СаО – SiО₂ – Р₂О₅ – CaF₂ или SiО₂ – Na₂О – CaO – Р₂О₅; на основе ГАП и волластонита; на основе порошка стекла системы MgO – СаО – SiО₂ – Р₂О₅; на основе смеси гидроксиапатита и порошка стекла системы СаО – Р₂О₅ [7].

В качестве пористой полимерной матрицы в перечисленных способах применяют преимущественно ретикулированный пенополиуретан. Метод позволяет повторять поровую структуру полимерной матрицы. Его несомненным преимуществом является то, что в промышленности освоено производство пенополиуретана с различным размером пор и распределением их по размерам, его пропитка шликерами из разных материалов, сушка и термообработка, обеспечивающие получение высокопроницаемой керамики, в том числе из фосфатов кальция. В то же время при выжигании полиуретановой матрицы выделяются ядовитые газы, которые необходимо улавливать и обезвреживать.

Способ получения пористых материалов для костных имплантатов на основе природного коралла предполагает его обработку растворимыми соединениями, содержащими фосфат-ионы, такими как фосфорная кислота или гидрофосфат аммония. При термообработке коралл (карбонат кальция СаСО₃) взаимодействует с Н₃РО₄ или (NH₃)₂HPО₄, образуя одно- (ГАП), двухфазный (ГАП – трикальцийфосфат или трикальцийфосфат – пирофосфат) или трехфазный (гидроксиапатит – трикальцийфосфат – пирофосфат) материал [8]. При топохимическом режиме проведения реакции можно обеспечить наследование поровой структуры коралла [9].

Существуют  способы получения пористых материалов, в том числе на основе фосфатов кальция, с использованием в качестве выгорающей иди удаляемой при  нагревании матрицы из плотно уложенных  сфер из органического материала, например монодисперсных сфер полистиренового латекса, полиметилметакрилата, парафина и проч. [10-11]

Метод выгорающих добавок: материал может быть получен обжигом заготовки, отпрессованной из смеси порошка фосфата кальция и сфер полиметилметакрилата [12] или из смеси порошка стекла системы SiO₂ – СаО – K₂О и сфер полиэтилена. Перспективным представляется применение парафина, поскольку после выплавления из заготовки его можно использовать повторно. После удаления парафина стенки пор можно дополнительно уплотнить в гидростате, предварительно заполнив поры жидкостью. Недостатком метода является то, что сферы требуемого размера необходимо предварительно изготавливать.

Известны способы  получения пористых материалов на основе фосфатов кальция с использованием в качестве порообразующих веществ камфена или воды. Пористость возникает при замораживании заготовок, в результате чего в них образуются области, состоящие преимущественно из камфена или льда, а после их удаления — поры. Достоинство камфена — его высокая летучесть, что позволяет удалять его сублимацией, собирать и использовать повторно. При применении воды требуется использование водорастворимых полимеров, полимеризующихся при замораживании, например поливинилового спирта, при этом не возникает проблем с выделением вредных газов. Недостаток этих методов заключается в том, что размером пор трудно управлять [13-14].

Для получения  пористых материалов на основе фосфатов кальция используют формование из вспененного шликера [12, 15]. В шликер добавляют водорастворимые полимеры, которые образуют стабильную и достаточно быстро отверждающуюся пену. Недостатком данных способов является необходимость выбора полимеров, способов их отверждения и строгого контроля реологических свойств шликера.

Существует  метод получения пористых материалов спеканием порошков стекла, содержащих порообразующие добавки, как правило карбонаты, в количестве 1 – 5 мас. %. Метод позволяет получать высокопористые проницаемые материалы, что делает его привлекательным и для получения костных имплантатов. В то же время необходимо строго контролировать реологические свойства расплава и изучать технологические параметры (состав шихты, режимы термообработки) порошковых систем из материалов, предназначенных для костных имплантатов. Использование данного метода также не дает возможность управлять количеством и размером пор, а так же их распределением по размерам [16].

Известен метод  изготовления пористого материала  на основе системы SiО₂ – СаО – Na₂О – Р₂О_5, включающий в себя плавление шихты, фриттование полученного расплава, измельчение фритты до порошка, прессование порошка стекла с добавлением порообразующего компонента, горячее прессование или двухстадийный режим обжига смеси. В качестве порообразователя использовали карбонат кальция, гидрокарбонат натрия, дигидрофосфат аммония [17]. Недостатком данного метода является необходимость предварительной варки и изготовления стекла, из которого формируется пористый материал в процессе обжига или на стадии горячего прессования.

Методом вспенивания получен материал на основе нейтрального алюмоборосиликатного стекла, наполненного порошком гидроксиапатита [18]. Данный способ позволяет использовать стекла, содержащие оксиды натрия и фосфора, повышающие, растворимость стеклянной матрицы. Аналогичный материал [19] в качестве наполнителя содержит наряду с гидроксиапатитом и другие, более растворимые фосфаты кальция.

Пористый материал на основе фосфата кальция может  быть получен из шихты, которая наряду с порошком фосфата кальция содержит ацетат щелочного металла и гидроксид щелочного металла [20]. Этот способ исключает стадию варки и последующее измельчение стекла, формирующего стекломатрицу пористого материала. При нагревании происходит плавление ацетата щелочного металла калия КСН₃СОО или натрия NaCH₃COО, а затем гидроксида калия КОН или натрия NaOH, возможно с образованием эвтектической смеси, что обеспечивает равномерное распределение введенного компонента в порошковой заготовке. При использовании методов вспенивания требуется, чтобы применяемый материал мог образовывать стеклообразные композиции с высокой вязкостью, что накладывает ограничения на применяемые составы.

Известен способ получения пористой биокерамики на основе гидроксиапатита и минерала игольчатой формы, включающий подготовку шихты и последующее формование из нее изделий методом полусухого прессования. Влажность формуемых масс должна составлять 5 – 7 %. Затем изделия помещают на пористую подложку из спеченного кварца или подсыпку из кварцевой крупки с размером зерен 0,5 – 1,0 мм, сушат и обжигают при температуре 1150 – 1400 °С с выдержкой при конечной температуре 0,5 – 2,5 ч. Биокерамический материал, получаемый данным способом, имеет сквозную пористость, необходимую для прорастания костной ткани в имплантат. Пористость получается за счет вытекания в процессе обжига маловязкого расплава, образованного тонкодисперсными компонентами, из объема изделия под действием гидростатических сил. Жесткий каркас из взаимно переплетенных игл минерала игольчатой формы после вытекания основного количества расплава обеспечивает достаточную механическую прочность [21].

Метод дублирования полимерной матрицы — возможность получения структуры с открытой пористостью 90 – 95 %. Метод состоит из стадий выбора матрицы, составления шликера, пропитки им матрицы, сушке заготовки и спекания стекловидной или керамической основы шликера одновременно с выжиганием полимерной матрицы. Структуру пористого материала (размеры пор, количество и способ их соединения) задает матрица из полимерной пены. В пене, как правило, присутствуют поры с широким диапазоном размеров, и шликер должен заполнить одинаково хорошо и крупные, и мелкие поры и при этом образовывать однородное по толщине покрытие по всей поверхности пены.

Для пропитки используют шликеры, обладающие высокой текучестью и хорошей адгезией к полимеру. Соответственно порошки для приготовления такого шликера должны быть тонкодисперсными с малым разбросом размеров от средней величины, а связующие и пластификаторы не иметь компонентов, которые могут оказывать вредное воздействие на человеческий организм [22].

Таким образом, для изготовления высокопористых костных имплантатов применяются методы, разработанные для высокопористых материалов в технологиях керамики и стекла. Спецификой костных имплантатов являются более жесткие требования к их чистоте, химическому и фазовому составам, а также к воспроизводимости эксплуатационных свойств. Для имплантатов очень важно уметь управлять количеством и размером пор, а также их распределением по размерам. В этом отношении наибольшие возможности предоставляют методы дублирования полимерной матрицы и удаления матрицы, созданной из контактирующих сфер, образующих систему открытых пор.

Выводы

1. Биокерамика —наноструктурированный керамический материал, используемый в медицине для восстановления (замещения) поврежденных твёрдых тканей.
2. Биокерамику используют для лечения, восстановления и замены: