В современной медицине широкое распространение получили искусственные материалы. Идет активный поиск компонентов, пригодных для восстановления и замены поврежденных костей и суставов. Такие составляющие должны обладать необходимыми физико-механическими, химическими и медико-биологическими свойствами, проявлять биосовмес­тимость с живыми тканями и обеспечивать долговечность в эксплуатации. В качестве материалов для медицинских изделий могут применяться разнообразные металлы и cплавы, полимеры и керамика.
Для изготовления металлических имплантатов в настоящее время в основном используется титан. Он демонстрирует большую коррозионную стойкость в физиологических средах, имеет меньший удельный вес по сравнению с нержавею­щей сталью, легко поддается механической обработке [1]. Из титана делают многие разновидности внутрикостных и чрескостных ортопедических фиксаторов, которые соответствуют требованиям биологической и механической совместимости с окружающими тканями и действующими нагрузками. Благодаря своим свойствам титановые имплантаты постепенно вытеснили из производства изделия из аустенитной нержавеющей стали и кобальт-хром-молибденовых сплавов [2]. Однако чистый титан недостаточно прочен, особенно при циклических нагрузках. В этих случаях применяются различные титановые сплавы, такие как ВТ6, ВТ16, ВТ20 и другие, включающие легирующие элементы (алюминий, ванадий, молибден, цирконий, ниобий) для повышения прочностных характеристик. Широко используется ВТ6 (Ti6Al4V), содержащий 6% алюминия и 4% ванадия.
Несмотря на очевидные преимущества, титановые имплантаты неидеальны. С течением времени легирующие компоненты из них проникают в организм человека. Хотя Ti6Al4V относительно инертен, выделение ионов Al и V может вызывать развитие многочисленных неблагоприятных реакций, что в какой-то мере ограничивает применение сплавов по сравнению с чистым титаном. После имплантации вследствие коррозии под воздействием биожидкости ионы металлов обнаруживаются в легких, печени, почках, лимфатических узлах, а через некоторое время их содержание увеличивается в несколько раз [3, 4]. Ионы диффундируют в прилегающие биоткани, разносятся током крови по всему организму и могут вызывать различные аллергические реакции. В работе [5] показано, что через 11–12 лет после вживления фиксатора компонент сплава Ti6Al4V ванадий обнаруживается даже в волосах. Кроме того, отмечается увеличение уровня Ti в сыворотке крови и моче. Выход титана из имплантата, вероятно, осуществляется за счет пассивного растворения металла [6]. В связи с этим ведутся исследования по минимизации миграции ионов металлов, входящих в состав имплантатов, в организм.
Один из способов решения указанных проблем – применение новых материалов, таких как Ti6Al7Nb – с менее токсичным ниобием вместо ванадия в качестве легирующего элемента. Этот сплав проявляет сопоставимые с Ti6Al4V физико-­химические свойства [7], однако он не получил широкого распространения и выпускается в ограниченных количествах. Также для изготовления фиксаторов вместо металлических сплавов можно использовать керамику, такую как диоксид циркония. Данный материал характеризуется биосовместимостью и био­инертностью, правда, несмотря на высокую прочность, он недостаточно пластичен [8].
Другой подход – модификация поверхности имплантата с целью создания барьерного слоя между металлом и живыми тканями. Главные требования к таким покрытиям – биосовместимость и высокая адгезия к основе. Первое хорошо демонстрируют пленки из алмазоподобного углерода [9]. К сожалению, сложность и дороговизна оборудования, неравномерность наносимого слоя в случае сложной геометрической формы фиксатора, наличие высоких внутренних напряжений, приводящих к растрескиванию и отслаиванию пленки, существенно ограничивают применение такого материала. Покрытие на основе карбоокси­нитрида титана [10] способствует улучшению трибологических свойств эндопротезов тазобедренных суставов, но не обладает достаточной биосовместимостью и пластичностью, что не позволяет свободно использовать его в целях остеоинтеграции.
Биосовместимый слой может быть сформирован оксидами титана различного стехиометрического состава (TiO, Ti2O3, TiO2), а также оксидами циркония [11–13]. Такие покрытия обеспечивают высокую адгезию к основе, коррозионную стойкость и биоактивность. Оксид титана может быть получен на поверхности имплантата разными способами: плазмохимическое осаждение, золь-гель-технологии и электрохимическая обработка [14–16]. Применение первого ограничено вследствие сложности используемого оборудования, неравномерности формируемого покрытия и трудностей управления его толщиной. Пленка оксида титана, получаемая посредством золь-гель-технологий, обладает низкой адгезией к основе. Электрохимический метод, с нашей точки зрения, является наиболее перспективным. В числе его преимуществ – простота оборудования, высокая производительность, способность наносить равномерное покрытие по всей площади имплантата сложной геометрической формы, возможность контроля толщины слоя [17].
Покрытия, получаемые по технологии анодного оксидирования, также могут выполнять упрочняющую функцию, поскольку отличаются повышенной износостойкостью. В промышленности анодирование титана применяется для защиты деталей от коррозии, придания высоких электроизоляционных свойств, в качестве грунта под покраску и для ряда других целей.
В процессе электрохими­ческого окисления в зависимости от режимов обработки и состава электролитов на поверхности титановых имплантатов можно создавать оксидные слои различной морфологии и функционального назначения: оптический беспористый толщиной до 350 нм (тип I); пористый толщиной до нескольких микрометров (тип II); наноструктурированный – в виде нанотрубок и мезопористой структуры (тип III). Рассмотрим такие покрытия более подробно.
В ходе электрохимического оксидирования в разбавленных водных растворах минеральных кислот и их солей при рабочих напряжениях до 120 В формируются тонкие (до 350 нм) беспористые слои оксида титана (тип I). При этом макрорельеф поверхности металла практически не изменяется, а на микроуровне происходит некоторое увеличение ее шероховатости (рис. 1). Рентгеновская фотоэлектронная спектроскопия тонких оксидных слоев показала, что образующееся покрытие в основном состоит из диоксида титана с незначительным содержанием нестехиометрических оксидов Ti2O3 и Ti3O5. На рис. 2 представлен поперечный шлиф оксидированного при напряжении 50 В титана с толщиной оксидного слоя около 130 нм.
Следует отметить, что диоксид титана, формируемый электрохимическим способом, обладает уникальными оптическими характеристиками – наличием широкой полосы пропускания в видимой области спектра и высоким показателем преломления (более 2,0). Цвет получаемых тонких пленок обусловливается явлением оптической интерференции и определяется толщиной результирующего оксидного слоя. При этом его окраска – остаток воздействия белого света, когда происходит ослабление интенсивности рассеянного излучения в одном диапазоне длин волн и его усиление в другом (рис. 3).
Таким образом, меняя режимы электрохимической обработки, можно контролировать толщину покрытия, придавая изделию разные цвета (синий, желтый, красный, зеленый и их оттенки) и сохраняя свойства поверхности в целом. Это качество используется для цветовой маркировки имплантатов различного типоразмера и крепежей, что облегчает проведение хирургических операций.
Формирование на поверхности титана оксидного слоя толщиной более 0,5 мкм (тип II) имеет свои особенности. Поскольку оксид титана является диэлектриком с шириной запрещенной зоны около 3,2 эВ, для увеличения его толщины необходимо создать условия, при которых напряженность электрического поля на границе раздела «титан – электролит» станет выше ди­­электрической прочности. Это достигается путем пропускания через границу раздела тока большой плотности в диапазоне от 1 до 30 А/дм2, при этом возникают микроплазменные разряды с высокими локальными температурами. В результате высокоэнергетического воздействия микроразрядов формируется оксидный слой с развитой поверхностью и с высокой пористостью (рис. 4). Толщина такого оксидного слоя составляет более 0,5 мкм. На рис. 5 показан поперечный шлиф оксидированного образца в 0,5 М H3PO4 при плотности тока 1 А/дм2. При данных условиях формируется оксидный слой толщиной 1 мкм.
Размер пор и их количество зависят от толщины создаваемого покрытия. Оксидный слой в 1 мкм представляет собой равномерный по всей поверхности имплантата покров с порами размером от 0,1 до 0,5 мкм, отдельные достигают диаметра 1,2 мкм и более (рис. 6а). При толщине слоя 5 мкм количество пор снижается, но при этом среднее значение их диаметра возрастает и составляет 0,8–1,5 мкм (рис. 6в).
Исследование поверхностных характеристик оксидированных титановых имплантатов показало увеличение их износостойкости в 5–18 раз по сравнению с необработанными изделиями.
В то же время, используя вместо водного электролита этиленгликолевый или глицериновый растворы и добавляя фторсодержащие соли, например фторид аммония, в зависимости от режимов можно формировать на титановых фиксаторах оксидный слой (тип III) в виде нанотрубок (рис. 7а) или мезопористой структуры (рис. 7б) соответственно.
Нанотрубки диоксида титана растут перпендикулярно поверхности металла. Диаметр пор и толщина стенок трубок зависят от состава электролита и режимов обработки и равняются 30–100 и 5–20 нм соответственно; длина находится в диапазоне 0,5–2 мкм. Нанотрубки рентгеноаморфны, однако в их стенках наблюдаются включения кристаллической фазы TiO2 со структурой рутила.
Оксид титана в виде пористой структуры является перспективным материалом для использования в травматологии и остеосинтезе ввиду его развитой поверхности и возможности для костной ткани закрепиться на имплантате, что повышает вероятность успешного протекания процесса остеоинтеграции титановых фиксаторов.
Как было указано выше, хорошие механические параметры – не единственное требование к медицинским изделиям. Большинство неблагоприятных ответных реакций организма на введение имплантатов связано с несовместимостью физико-химических свойств их покрытия с биологической средой, в которой они функционируют. Для предотвращения отторжения поверхности имплантатов должны обладать определенными медико-­биологическими характеристиками, в частности не выделять токсичных компонентов, таких как ионы кобальта, хрома, никеля, алюминия, ванадия и др.
Санитарно-гигиенические испытания оксидированных титановых имплантатов, проведенные в Республиканском центре гигиены, эпидемиологии и общественного здоровья, заключались в проверке органолептических показателей водных вытяжек из исследуемых образцов; одориметрического (запах материалов изделий), санитарно-химического (изменение величины рН вытяжки, восстановительные примеси) параметров; миграции химических веществ (медь, цинк, свинец, кадмий, хром, алюминий, никель, железо, марганец) из образца в модельную среду; устойчивости к коррозии; кожно-раздражающего действия на слизистые оболочки; гемолитического, пирогенного и цитотоксического эффекта; аллергенной активности и микробиологических норм. В результате установлено: оксидированные имплантаты соответствуют требованиям законодательства Республики Беларусь в области санитарно-эпидемиологического благополучия населения.
Медико-биологические испытания проводились in vivo. Исходные и обработанные фиксаторы вживлялись в мышечную систему белых крыс (самцов). Было доказано, что оксидированные титановые образцы не обладают гемолитическими и аллергизирующими свойствами, не вызывают воспалительной реакции окружающих тканей, отсутствует токсичес­кое действие. При имплантации материала с экспозицией 1,3 и 3 месяца не обнаружено изменений в поведении животных, а также в биохимических показателях их крови, характеризующих функциональное состояние внутренних органов, гормональный и электролитный баланс.
Следовательно, титановые имплантаты с покрытиями на основе оксида титана биосовместимы, токсикологически безопасны и соответствуют требованиям, предъявляемым к медицинской технике по данным параметрам.
В рамках инновационного проекта специалистами ООО «Медбиотех», ФТИ НАН Беларуси и РНПЦ травматологии и ортопедии с учетом итогов испытаний разработано новое медицинское изделие «Многофункциональный фиксатор позвоночника с биологически инертным покрытием» (рис. 8), предназначенное для дорсальной интраоперационной коррекции и стабилизации при тяжелых травмах и деформациях позвоночника. Оно обеспечивает улучшение результатов лечения по следующим параметрам:
снижается травматичность – благодаря уменьшению размеров имплантируемых элементов при использовании более прочных сплавов титана;
повышаются долговечность вживляемых элементов и биологическая совместимость имплантатов с живыми тканями организма за счет особого покрытия на основе оксида титана;
уменьшается вероятность побочных эффектов (аллергические реакции, металлоз);
улучшаются механические свойства имплантатов с покрытиями (повышение поверхностной твердости, уменьшение коэффициента трения);
совершенствуется эргономичность изделия вследствие применения цветовой кодировки его отдельных составляющих.
В фиксаторе позвоночника при формировании биоинертных слоев реализуется новый подход к модификации поверхности имплантатов. В результате двухэтапного электрохимического оксидирования получаются два вида покрытий (рис. 8): тип II – на той части поверхности фиксатора, где требуется повышенная износостойкость, и тип I – для маркировки (цветового кодирования) имплантатов и улучшения их фрикционных свойств. Такой подход позволяет упростить и ускорить проведение операций, а также способствует более успешной остеоинтеграции.
Клинический пример. 55-летний пациент Б. находился на лечении в РНПЦ травматологии и ортопедии с диагнозом «дегенеративный стеноз поясничного отдела позвоночного канала на уровнях L4–5, L5-S1, состояние после операции по поводу грыжи диска L4–5 в 2009 г. и 2013 г., левосторонняя выраженная стойкая люмбоишиалгия». На рис. 9а представлен скан магниторезонансной томографии. Определяется остеохондроз в сегментах L4–5, L5-S1 со стенозом позвоночного канала. Выполнено хирургическое вмешательство: задняя декомпрессия L4–5, L5-S1, транспедикулярная фиксация и задний спондилодез L4–L5–S1. Послеоперационный период протекал без осложнений. Пациент вертикализирован на следующий день, переведен для продолжения лечения в реабилитационную клинику на 18-й день после операции. Осмотр через 3 месяца после хирургического вмешательства показал: жалоб нет, самообслуживание полностью восстановлено. На сканах контрольного компьютерно-томо­графического исследования (рис. 9 б, в) определяется хорошее стояние фиксатора, декомпрессия позвоночного канала адекватная.
К настоящему времени с использованием описанной разработки прооперировано 5 человек. Конструкция имплантата продемонстрировала явные преимущества при размещении на задней поверхности позвоночника, удобство монтажа и, как показали предварительные результаты, имеет перспективы дальнейшего широкого применения в клинической практике.
Таким образом, многофункциональный фиксатор позвоночника с биологически инертным покрытием отвечает всем требованиям, предъявляемым к современным транспедикулярным изделиям, и характеризуется улучшенными техническими параметрами в сочетании с оптимальными для имплантатов свойствами, обеспечивающими успешную остеоинтеграцию.

Статья поступила в редакцию
29.07.2016 г.
Summary
The oxide layers of different morphology generated electrochemically on the surface of titanium implants are considered: a nonporous optical coating with thickness of up to 350 nm (type I); a porous layer of several micrometers in thickness with a pore size of 0.8–1.5 µm (type II); an oxide layer in the form of nanotubes and mesoporous structure with a pore diameter of 30–100 nm (type III). A multifunctional fixateur with biologically inert coatings of types I and II is developed for dorsal intraoperative correction and stabilization in severe injuries and deformities of the spine. Biomedical and clinical studies have shown that the fixateur is characterized by improved performance in combination with optimal surface properties, providing a successful osseointegration.

Литература
1. Металлы и сплавы: справочник / Афонин В. К., Ермаков Б. С., Лебедев Е. Л. и др.; под ред. Солнцева Ю. П. – СПб., 2003. С. 1066.
2. Коллеров М. Ю., Спектор В. С., Мамонов А. М. и др. Проблемы и перспективы применения титановых сплавов в медицине // Титан. 2015, № 2. С. 42–53.
3. Idil Bozkus, Derya Germe akan, Tulin Arun. Evaluation of metal concentrations in hair and nail after orthognathic surgery // Journal of Craniofacial Surgery. 2011. Vol. 22, N1. P. 68–72.
4. William J. Cundy, Annika R. Mascarenhas, Georgia Antoniou et al. Local and systemic metal ion release occurs intraoperatively during correction and instrumented spinal fusion for scoliosis // J. Child. Orthop. 2015. Vol. 9, N1. P. 39–43.
5. Semlitach M., Staub F., Weber H. Titanium-aluminium-niobium alloy, development for biocompatible, highstrength surgical implants // Biomed. Tech. 1985. Vol. 30. Issue 12. P. 334–339.
6. Bianco P. D., Ducheyne P., Cuckler J. M. Local accumulation of titanium released from a titanium implant in the absence of wear // Journal of Biomedical Materials Research. 1996. Vol. 31, N2. P. 227–234.
7. Al-Mobarak N.A., Al-Swayih A.A., Al-Rashoud F. A. Corrosion behavior of Ti 6Al 7Nb alloy in biological solution for dentistry applications // International Journal of Electrochemical Science. 2011. Vol. 6. P. 2031–2042.
8. Gallo J., Goodman S., Lostak J., Janout M. Advantages and disadvantages of ceramic on ceramic total hip arthroplasty: A review // Biomed. Pap. Med. Fac. Univ. Palacky Olomouc Czech Repub. 2012. Vol. 156, N3. P. 204–212.
9. Chekan N. M., Beliauski N. M., Sergeeva E. K., Kulchitsky V. A. et al. Biological Activity of Silver Doped DLC Films / Diamond Rel. Mat. 2009. Vol. 6. P. 96–99.
10. Patent EP 0295397 A1. Metallic implant. Publ. 26.04.1988.
11. Patent US20120225407 A1. Restorable zirconium dioxide-based one piece dental implant. Publ. 06.09.2012.
12. Patent US8277577 B2. Method for obtaining a surface of titanium-based metal implant to be inserted into bone tissue. Publ. 02.10.2012.
13. Гнеденков С. В., Шаркеев Ю. П., Синебрюхов С. Л. Функциональные покрытия для имплантационных материалов // Тихоокеанский медицинский журнал. 2012, № 1. С. 12–19.
14. Mathur S., Kuhn P. CVD of titanium oxide coatings: Comparative evaluation of thermal and plasma assisted processes // Surface & Coatings Technology. 2006. Vol. 201. P. 807–814.
15. Xuanyong Liu, Paul K. Chu, Chuanxian Ding. Surface modification of titanium, titanium alloys, and related materials for biomedical applications // Materials Science and Engineering R. 2004. Vol. 47. P. 49–121.
16. Савич В. В., Сарока Д. И., Киселев М. Г., Макаренко М. В. Модификация поверхности титановых имплантатов и ее влияние на физико-химические и биомеханические параметры в биологических средах. – Мн., 2012.
17. Родионов И. В., Серянов Ю. В. Применение технологии анодного оксидирования при создании биосовместимых покрытий на дентальных имплантатах / Вестник СГТУ. 2006, № 2. Вып. 1. C. 23–28.