The use of special electrolytes with co-dissolved biodegradable polymers for the production of bioactive calciumphosphat.pdf Введение Несмотря на бурное развитие отрасли медицинского материаловедения, разработку современных тканеинженерных материалов на основе полимеров, биоактивных стекол и керамики, металлы и изделия на их основе все еще занимают лидирующее положение в сферах регенеративной и восстановительной медицины. Особенный интерес представляют костные имплантаты, а также изделия, обеспечивающие формирование устойчивого каркаса для регенерации тканей - штифты, спицы, пластины и пр. [1-3]. Среди прочих титан и его сплавы, вследствие высокой химической стойкости и доказанной совместимости с тканями организма, являются одними из наиболее распространенных металлических материалов, предназначенных для изготовления имплантатов различного назначения [1, 4-5]. Большинство изделий изготавливается из сплавов ВТ1-0 и ВТ6, однако в последние годы некоторыми исследователями было показано, что использование сплава ВТ6 приводит к накоплению в организме токсичных веществ и негативным эффектам, связанным с наличием в сплаве ванадия [6]. ВТ1-0, представляющий собой чистый титан (99,24-99,7% Ti), этого недостатка лишен. Улучшение свойств титановых имплантатов предполагает работу по изменению свойств их поверхности: нанесение защитных покрытий, предотвращающих коррозию материала [2], увеличение значения шероховатости поверхности, что обеспечивает лучшую клеточную адгезию и пролиферацию [7], а также нанесение биоактивных керамических покрытий для ускорения формирования костной ткани [8]. Кальций-фосфатные (КФ) покрытия, получаемые на поверхности титана методом микродугового оксидирования (МДО), удовлетворяют указанным выше требованиям. Метод МДО позволяет получить биоактивные высокопористые покрытия. Показано, что МДО КФ-покрытия способствуют ускорению регенерации костной ткани за счет постепенного растворения керамического слоя и высвобождения ионов Ca и P [1, 2, 9]. Сущность метода МДО заключается в возникновении на поверхности металлического объекта, используемого в качестве анода, помещенного в раствор электролита, микроплазменных разрядов с высокими локальными давлениями и температурами. Причина возникновения разрядов состоит в превышении напряженностью электрического поля на границе раздела металл-электролит ее диэлектрической прочности вследствие пропускания через границу тока большой плотности. Микроплазменные разряды индуцируют химические реакции образования на поверхности металла оксидного слоя, состав которого зависит от металла основы и состава электролита. Варьируя технологические режимы, можно получать покрытия различных толщины, состава, морфологии и с разными физико-механическими свойствами [10]. Между тем у вышеописанных покрытий имеется существенный недостаток в виде пониженной трещиностойкости [11], что способно привести 22 Применение электролитов с растворенными биодеградируемыми полимерами к отслоению покрытий в процессе установки и последующей эксплуатации. Мелкие частицы покрытия представляют опасность для организма, нарушается геометрия изделия. Для решения проблемы предлагается, в частности, введение в состав покрытия пластификаторов, которые повышают его эластичность. Свойства пластификатора должны, в свою очередь, соответствовать требованиям к имплантируемым биоматериалам, а также не препятствовать наращиванию новой ткани и растворению керамического слоя. В качестве таких пластификаторов с успехом могут быть применены биодеградируемые и биорезорбируемые полимеры. Подобные материалы полностью разлагаются в организме до нетоксичных компонентов, биосовместимы, продукты распада полностью элиминируются из организма (резорбируюстя) либо материалы выводятся в неизменном виде. Более того, полимеры известны своей пластичностью и эластичностью в силу химического строения молекул. После того как имплантат с улучшенными физико-химическими и механическими свойствами создан, необходимо оценить его иммунологический потенциал, так как успешная интеграция его в организме возможна только при отсутствии острого воспалительного ответа или аллергической реакции [12, 13]. Первоначально, до тестирования на животных объектах, проводятся иммунологические исследования на клеточных культурах, т.е. in vitro. Среди всех клеток иммунной системы, включающих в себя нейтрофилы, базофилы, натуральные киллеры и прочие, макрофаги первыми вступают во взаимодействие с поверхностью имплантата и поэтому играют ключевую роль в иммунном ответе [14]. В данной работе представлены результаты изучения физико-химических и механических свойств покрытий для титановых имплантатов на основе фосфатов кальция, полученных методом микродугового оксидирования, и водорастворимых полимеров - поливинилпирролидона, гиалуроновой кислоты и хитозана, а также исследованы взаимодействия покрытий с первичными макрофагами человека для оценки иммунной активности. Материалы и методы исследования Получение экспериментальных образцов Объектом исследования являются образцы титана марки ВТ1-0 с каль-ций-фосфатными покрытиями, сформированными методом микродугового оксидирования. Для физико-механических исследований были изготовлены образцы из титана ВТ1-0 в виде пластин размером 60 х 20 х 0,5 мм. Подготовка поверхности образцов перед нанесением покрытий включала очистку в ультразвуковой ванне в дистиллированной воде и химическое травление в водном растворе азотной и плавиковой кислот, взятых в объемных отношениях HN: HF: H2O=1 : 2,5 : 2,5, при температуре 15-20°C в течение 10-15 с 23 А.А. Волохова, Е.А. Солдатова, Е.Г. Чурина и др. с последующей нейтрализацией в 1 мас. %-ном водном растворе гидроксида натрия и многократной промывкой дистиллированной водой. Формирование кальций-фосфатных покрытий (CaP) методом микродугового оксидирования на установке, разработанной в НИ ТПУ, проводилось в насыщенном растворе CaO в 10%-ном H3PO4 с дополнением дисперсионной фазой гидроксиапатита с размером частиц до 70 мкм. Дополнительно электролит содержал: 15 мас. % (г/л электролита) хитозана (Mw = 200 кДа, производитель «Биопрогресс», Россия) - группа «CaP + Х», или 5 мас. % гиа-луроновой кислоты (Mw = 380 кДа, производитель Sinopharm Chemical Reagent Co., LTD, Китай) - группа «CaP + ГК», или 15 мас. % поливи-нилпирролидона (среднемолекулярный медицинский, молярная масса Mw = 35 000 ± 5 000 г/моль, производитель BASF, Германия) - группа «CaP + ПВП». Покрытие формировали при напряжении 190 В со скоростью подъема напряжения 3 В/с, с частотой следования импульсов 50 Гц и длительностью импульса 9,7 мс в течение 20 мин. Процесс вели при температуре 15°С. Морфология поверхности, пористость Исследования морфологии поверхности скаффолдов до и после обработки проводили методом сканирующей электронной микроскопии (СЭМ) на приборе VEGA 3 (TESCAN, Чехия). Предварительно на образцы был нанесен тонкий (~ 10 нм) слой золота SC7640 (Quorum Technologies Ltd., Великобритания) для обеспечения контакта с токопроводящей подложкой и избегания накопления заряда на поверхности образцов в процессе исследования. Измерение шероховатости и толщины покрытий Исследования шероховатости поверхности имплантатов проводили с применением контактного профилометра Talysurf 5-120 (Tailor-Hobson, Великобритания) в двух перпендикулярных направлениях. По профилограммам рассчитывали значение среднего арифметического из абсолютных значений отклонений профиля в пределах базовой длины (Ra). Расчет параметра Ra проводили в соответствии с рекомендациями ГОСТ 2789-73 «Шероховатость поверхности. Параметры и характеристики». За значение параметра Ra каждой из исследуемых групп принимали среднее арифметическое значение, полученное по результатам шести измерений. Измерение толщины покрытий проводили с использованием прибора для измерения геометрических параметров Константа К5 (ООО «Константа», Россия) в 10 точках для каждого образца. Толщину покрытий, нанесенных на изделия сложной формы, можно контролировать с помощью вихретокового фазового, вихретокового параметрического и импульсного индукционного методов. Все перечисленные методы заложены в основу прибора Константа К5. Исследование адгезионных свойств покрытий Исследование адгезионных свойств полученных покрытий производилось методом контролируемого нанесения царапины на образец при помощи алмазного индентора на приборе Micro-Scratch Tester MST-S-AX-0000 (CSM Instruments SA, Швейцария): нагружение от 0 до 30 Н, три царапины 24 Применение электролитов с растворенными биодеградируемыми полимерами на каждом образце, по два образца из каждой группы. Определялось нагружение, соответствующее началу деформации покрытия и полному его разрушению. Микрофотография царапин получалась на встроенном оптическом микроскопе. Энергодисперсионный анализ (EDAX) Изучение химического состава поверхности образцов проводилось методом энергодисперсионного анализа с помощью сканирующего электронного микроскопа JCM-6000 (JEOL, Япония), оснащенного встроенным энергодисперсионным анализатором. Полуколичественное определение химического состава покрытия проводили методом трех поправок: на средний атомный номер, поглощение и флуоресценцию. Исследование микротвердости покрытий Твердость индентирования и модуль Юнга сформированных композиционных покрытий определяли по методу индентирования, предложенному В. Оливером и Г. Фарром [15], на установке Nanoindenter G200 (Agilent's Electronic Measurement, США). Индентирование выполнялось с использованием трехгранной пирамиды Берковича. Расчет модуля Юнга и твердости индентирования на основании диаграммы нагружения проводился в автоматическом режиме согласно ISO14577. В ходе механических испытаний была определена оптимальная величина нагрузки на индентор, позволяющая исключить влияние титановой подложки на механические характеристики тонких композиционных покрытий. При выбранной нагрузке 5 мН индентирование производилось на глубину до 10% от толщины всех испытуемых покрытий. Тем самым, выполняя индентирование на глубину не более 10% от полной толщины покрытия, влияние подложки на механические характеристики покрытий было гарантированно исключено [2]. Иммунологические исследования Первичные моноциты человека были выделены из лейкоцитарнотромбоцитарной массы индивидуальных здоровых доноров. Каждому донору был присвоен уникальный идентификационный номер. Выделение и культивирование CD14+ моноцитов и исследование жизнеспособности моноцитов были проведены согласно протоколу, опубликованному нами ранее [16]. Для оценки иммунной активности материалов исследовали их влияние на секрецию цитокинов: провоспалительных - TNFa (фактор некроза опухоли a), интерлейкин IL-6, и противовоспалительных - интерлейкинов IL-ір и IL-10. В работе представлены результаты анализа для трех индивидуальных доноров. Результаты и обсуждение Исследование влияния состава электролита на морфологию и состав кальций-фосфатных покрытий Анализ изображений поверхности образцов с покрытиями, сформированными в электролитах различного состава, полученных с помощью СЭМ (рис. 1), и данных контактной профилометрии выявил, что наиболь-25 А.А. Волохова, Е.А. Солдатова, Е.Г. Чурина и др. шей шероховатостью (по параметру Ra) обладают покрытия, сформированные в кальций-фосфатном электролите с добавлением хитозана (табл. 1). Наименьшие значения шероховатости (по параметру Ra) показали покрытия, сформированные электролите с добавлением гиалуроновой кислоты. Кальций-фосфатный электролит (КФЭ) КФЭ с гиалуроновои кислотой КФЭ с КФЭ с хитозаном поливинилпирролидоном Рис. 1. СЭМ поверхности образцов титана с кальций-фосфатным покрытием, сформированным методом МДО Таблица 1 Шероховатость поверхности образцов с покрытиями, сформированными в электролитах различного состава, до и после микродугового оксидирования Образец До МДО (подложка Ti) После МДО Ra, мкм Rz, мкм Ra, мкм Rz, мкм CaP 0,55 ± 0,20 3,48 ± 0,20 0,68 ± 0,30 3,89 ± 0,10 CaP + ГК 0,67 ± 0,10 4,69 ± 0,10 0,45 ± 0,20 2,83 ± 0,20 СаР + ПВП 0,40 ± 0,10 3,07 ± 0,10 0,51 ± 0,20 3,46 ± 0,20 СаР + Х 0,55 ± 0,40 3,14 ± 0,70 0,75 ± 0,20 3,50 ± 0,30 Проведенное количественное исследование морфологических характеристик сформированных на поверхности титановых пластин покрытий (количество пор, средний диаметр пор) показало, что наиболее пористой поверхностью из всех исследуемых покрытий обладают покрытия, сформированные в кальций-фосфатном электролите с добавлением хитозана и ПВП (табл. 2). 26 Применение электролитов с растворенными биодеградируемыми полимерами Т аблица 2 Количество и диаметр пор на поверхности образцов Образец Толщина покрытия, мкм Количество пор на 1 500 мкм2, шт. Диаметр пор, мкм CaP 3,2 ± 0,3 570 ±127 1,18 ± 0,54 CaP+ ГК 17,7 ± 1,1 916 ± 32 2,51 ± 0,91 СаР + ПВП 3,1 ± 0,2 1 330±152 1,44 ± 0,91 СаР + Х 2,4 ± 0,5 2817±319 1,60 ± 0,50 В свою очередь, наименьшим удельным количеством пор характеризуются покрытия, сформированные в кальций-фосфатном электролите без добавления полимеров. Таким образом, поры присутствуют на 70% поверхности покрытий, сформированных в кальций-фосфатном электролите, и на 94-99% поверхности покрытий, сформированных в кальций-фосфатном электролите с добавлением различных полимеров. При этом следует отметить, что размер пор в покрытиях, сформированных в кальций-фосфатном электролите с добавлением гиалуроновой кислоты, превышает соответствующие значения для покрытий, сформированных с использованием остальных электролитов. Данные элементного анализа исследуемых покрытий, полученные методом EDAX, представлены в табл. 3. Т аблица 3 Элементный состав покрытий, сформированных в различных электролитах Образец С, ат. % O, ат. % Al, ат. % P, ат. % Ca, ат. % Ti, т. % Ca/P CaP 9,9 ± 1,7 68,5 ± 1,2* 0,6 ± 0,6* 9,3 ± 0,2* 1,5 ± 0,2* 11,3 ± 0,6* 0,16 CaP+ ГК 14,0 ± 2,3 63,9 ± 1,4* 22 ± 0,1* 11,4 ± 0,2* 4,5 ± 0,2* 3,6 ± 0,3* 0,41 СаР + ПВП 10,5 ± 0,5 66,9 ± 0,4 1,10 ± 0,04 8,7 ± 0,2* 1,5 ± 0,2 11,3 ± 0,4 0,17 СаР + Х 12,4 ± 0,5 65,2 ± 0,3* 0,97 ± 0,02 9,3 ± 0,2* 2,4 ± 0,2* 9,7 ± 0,4* 0,25 * p < 0,05. Особое внимание необходимо уделить содержанию таких элементов, как Ca и P. Эталонное значение соотношения этих элементов соответствует стехиометрическому соотношению в гидроксиапатите. Отношение кальция к фосфору в природном гидроксиапатите - 1,67. Все полученные покрытия являются кальций-дефицитными. Содержание кальция в покрытиях, сформированных в электролитах с добавлением гиалуроновой кислоты и хитозана, превышает содержание этого элемента в покрытиях, сформированных с использованием других электролитов. Подобная тенденция наблюдается и по отношению к фосфору. Увеличенное содержание Ca и P, наблюдаемое в случаях использования электролитов, содержащих гиалуроновую кислоту и хитозан, может быть обусловлено несколькими причинами. Одной из них может являться изменение толщины формируемых кальций-фосфатных покрытий при использовании различных полимеров. Таким образом, убедительно показано, что добавление к исходному кальций-фосфатному электролиту ПВП и хитозана приводит к формированию кальций-фосфатных покрытий с пористостью выше 90%. Высокая 27 А.А. Волохова, Е.А. Солдатова, Е.Г. Чурина и др. собственная пористость покрытия обеспечивает увеличение площади контакта с тканями организма и биологическими жидкостями. Исследование влияния состава электролита на механические свойства кальций-фосфатных покрытий Для изучения механических свойств полученных покрытий был проведен скретч-тест, позволяющий оценить адгезию полученных покрытий к титановой подложке. Результаты теста представлены в табл. 4 и на рис. 2. Т аблица 4 Результаты определения критических значений нагрузки царапания Тип материала Нагрузка, Н Начало деформации Разрушение СаР 1,51 ± 1,05 2,84 ± 0,95 СаР + ГК 2,44 ± 0,33 5,46 ± 1,31 СаР + ПВП 1,91 ± 0,92 3,47 ± 0,91 СаР + Х 2,1 ± 0,40 2,9 ± 0,59 Максимальная Начало Разрушение деформации нагрузка СаР СаР + СаР + ПВП СаР + Рис. 2. Результаты скретч-теста образцов титана с кальций-фосфатными покрытиями и полимер / кальций-фосфатными покрытиями Из рис. 2 видно, что для каждой группы образцов производилась постепенная деформация покрытия с постепенным увеличением нагрузки до его полного разрушения. 28 Применение электролитов с растворенными биодеградируемыми полимерами Для всех полученных образцов нагрузка, необходимая для начала деформации покрытия, повышается при пропитке МДО-покрытия полимерным раствором. При этом наибольшее увеличение наблюдается для образцов типа СаР + ГК, что однозначно связано с большей толщиной полученного покрытия. Величина, соответствующая началу деформации, характеризует сопротивление покрытия истирающей нагрузке. Таким образом, введение в раствор электролитов полимеров увеличивает эластичность покрытий и может положительно сказаться на эксплуатационных характеристиках медицинских изделий, изготовленных из предлагаемых к рассмотрению композитных материалов. Помимо адгезионных свойств полученных покрытий, в данной работе также исследовалась микротвердость покрытий. Результаты наноинденти-рования представлены в табл. 5. Т аблица 5 Механические характеристики композиционных покрытий Образец Eit, ГПа Hit, ГПа CaP 57,3 ± 18,2 2,7 ± 1,4 CaP + ГК 20,2 ± 11,7 0,6 ± 0,2 CaP + Х 61,4 ± 17,4 2,3 ± 1,3 CaP + ПВП 51,3 ± 16 1,9 ± 0,6 Как видно из табл. 5, модуль Юнга получаемых покрытий не меняется в пределах погрешности измерений при введении в состав электролита хитозана и поливинилпирролидона, однако введение гиалуроновой кислоты снижает как модуль Юнга, так и твердость индентирования, причем в большей мере снижается твердость индентирования. Полученные результаты кореллируют с результатами скретч-теста: покрытие с ГК оказалось более толстым, эластичным и, соответсвенно, более упругим. Исследование жизнеспособности клеток Результаты исследования жизнеспособности М0, М1 и М2 макрофагов, сокультивированных с исследуемыми материалами, представлены на рис. 3. Рис. 3. Результаты исследования жизнеспособности М0, М1 и М2 макрофагов, сокультивированных с исследуемыми материалами: CaP - кальций-фосфатное покрытие, CaP + ПВП - кальций-фосфатное покрытие с добавлением поливинилпирролидона, CaP +Х - кальций-фосфатное покрытие с добавлением хитозана, CaP + ГК - кальцийфосфатное покрытие с добавлением гиалуроновой кислоты, * - p < 0,05 по сравнению с подложкой 29 А.А. Волохова, Е.А. Солдатова, Е.Г. Чурина и др. Значение жизнеспособности М0, М1 и М2 макрофагов, сокультивированных с исследуемыми материалами, рассчитанное согласно методике [17], составило более 90% для всех типов материалов. Таким образом, исследуемые материалы не цитотоксичны. Нанесение кальций-фосфатных покрытий на титановую подложку не приводит к снижению жизнеспособности М0, М1 и М2 человеческих макрофагов. Таким образом, нанесение кальций-фосфатных покрытий не снижает биосовместимость материалов. Биосовместимость же чистого титана марки ВТ1-0 подтверждена множеством работ [18, 19]. Исследование влияния материалов на продукцию макрофагами М1 и M2 ассоциированных цитокинов Результаты исследования влияния гибридных кальций-фосфатных покрытий, полученных методом микродугового оксидирования, на секрецию провоспалительных цитокинов IL-6 и IL-ір первичными макрофагами человека показаны на рис. 4, 5. Рис. 4. Концентрация IL-ір в супернатантах на 6-й день сокультивирования первичных человеческих макрофагов с исследуемыми материалами, измеренная методом ИФА. BC - обозначение номера индивидуального донора МО макрофаги М2 макрофаги М1 макрофаги 250 в J 200 250-1 с §200- 250-j в 1 гм ■ Іім 5чоо і±г І |1». т - Shoo- I! 1ISOS' loo- [* to. g* -- ^ «а * . і* ж i i . ж Hi / / Ф / > / у / Ф / / / // / J * // / * г' / V *//t Тип материала Тип материала Іип материала Рис. 5. Концентрация IL-6 в супернатантах на 6-й день сокультивирования первичных человеческих макрофагов с исследуемыми материалами, измеренная методом ИФА. BC - обозначение номера индивидуального донора 30 Применение электролитов с растворенными биодеградируемыми полимерами Цитокин IL-ip принадлежит к группе провоспалительных цитокинов, которой придают особое значение в патогенезе воспалительных заболеваний. У человека IL-ip является главной формой секреторного IL-1 [20]. IL-ip связывается со специфическими мембранными рецепторами, которые экспрессируются на различных клетках-мишенях, реализуя таким образом большую часть своих биологических эффектов. Кроме того, IL-ip стимулирует метаболизм соединительной ткани и пролиферацию фибробластов и увеличивает продукцию ими простагландинов, ростовых факторов и ряда цитокинов [21]. Полученные данные показывают, что с учетом вариативности по индивидуальным донорам общая секреция цитокина невелика во всех пробах. Рост концентрации цитокина в пробах, содержащих М2 макрофаги, является донор-специфичным и связан, скорее всего, с наличием в пробах эндотоксина. IL-6 секретируется активированными моноцитами или макрофагами, эндотелиальными клетками, фибробластами, активированными T-клетками, а также рядом клеток, не являющихся клетками иммунной системы [22]. В целом, IL-6 является одним из наиболее активных цитокинов, участвующих в реализации иммунного ответа и воспалительной реакции. В данной работе цитокин рассматривается как маркер воспалительного процесса. Наблюдаемые реакции первичных макрофагов человека являются донор-специфичными. Уровни секреции IL-6 при сокультивировании со всеми материалами одинаковы с учетом погрешности и вариабельности. Исключение составляет образец с хитозаном в случае М1 макрофагов -уровни секреции цитокина во всех донорах превышают таковые для чистого КФ-покрытия и покрытия с прочими полимерами. Кроме того, нами было показано, что применение данных покрытий не приводит к увеличению секреции цитокина TNF-a, являющегося наиболее распространенным маркером острого воспаления. Определенные величины концентрации TNF-a были ниже детектируемого уровня во всех пробах. В данной работе также исследовалась секреция противовоспалительного цитокина IL-10. Главной функцией IL-10 являются ограничение и купирование воспалительного процесса; повышение его секреции в образцах может указывать на тенденцию к формированию хронического воспалительного процесса вследствие имплантации материалов [23]. Во всех исследованных пробах концентрация IL-10 была ниже детектируемого уровня, это указывает на отсутствие тенденции к формированию хронического пролиферативного воспаления и неопластического процесса, что является положительными результатом. Кроме того, данные коррелируют с результатами определения концентрации провоспалительных цитокинов в супернататах. Как было сказано ранее, противовоспалительные цитокины зачастую выделяются в ответ на развитие активного острого воспаления, что соответствует установленным концентрациям IL-6 и IL-ip в пробах. 31 А.А. Волохова, Е.А. Солдатова, Е.Г. Чурина и др. Заключение В работе проведено комплексное исследование физико-химических и механических свойств кальций-фосфатных покрытий на поверхности титана, сформированных методом микродугового оксидирования при добавлении в электролит растворов поливинилпирролидона, гиалуроновой кислоты и хитозана. Все полученные покрытия являются кальций-дефицитными, что характерно для МДО-покрытий. Показано, что наибольшая шероховатость поверхности - параметр, критически важный для адгезии и пролиферации клеток, - наблюдается у покрытий, сформированных в кальций-фосфатном электролите с добавлением хитозана, Ra = 0,75 ± 0,20 мкм. Добавление к исходному электролиту поливинилпирролидона и хитозана приводит к формированию кальций-фосфатных покрытий с наибольшей пористостью, значение которой превышает 90%. Введение полимеров в раствор электролита успешно увеличивает эластичность МДО-покрытий. Эластичность покрытий, сформированных при добавлении в электролит ПВП и хитозана, достоверно увеличивается, причем толщины этих покрытий и контрольных (электролит без добавления полимеров) не отличаются. Наибольшая устойчивость к царапанию наблюдается у образцов, сформированных в электролите с гиалуроновой кислотой. По критерию реакции первичных макрофагов человека на исследуемые материалы покрытия, формируемые в электролите с ПВП, не стимулируют секрецию провоспалительных цитокинов, не ингибируют секрецию противовоспалительных цитокинов первичными макрофагами человека, поэтому являются наиболее биосовместимыми. Полученные в данной работе результаты подтверждают необходимость дальнейшей работы в сфере разработки методик формирования кальцийфосфатных покрытий на поверхности титана и его сплавов методом микродугового оксидирования. Следующий этап исследований полимер / кальций-фосфатных покрытий, исследованных в работе, будет включать in vivo исследования на модели лабораторных животных.

Скачать электронную версию публикации