Пористий композиційний біоактивний склокристалічний матеріал

Реферат: Винахід належить до замінників кісткової тканини в щелепно-лицьовій хірургії. Пористий композиційний біоактивний склокристалічний матеріал складається з кальційсилікофосфатного скла, яке містить оксиди Na2O, CaO, Р2О5, SiO2, відрізняється тим, що додатково вміщує: оксиди бору, алюмінію та цинку при наступному співвідношенні компонентів, UA 107234 C2 (12) UA 107234 C2 мол. %: SiO2 50; В2О3 5; Na2O 10; А12О3 5; Р2О5 5; СаО 20; ZnO 5; хітозан у кількості 5 мас. ч. на 100 мас. ч. скла. Пористі композиційні біоактивні склокристалічні матеріали з регульованим рівнем розчинності та механічними властивостями, подібними до натуральної кістки. UA 107234 C2 5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 Запропонований винахід належить до складів композиційних біоактивних склокристалічних матеріалів з контрольованою резорбцією як замінників кісткової тканини в щелепно-лицьовій хірургії. На сьогоднішній день отримання біоматеріалів для відновлювальної медицини є невід'ємною частиною програми охорони здоров'я, яка направлена на покращення медичного обслуговування населення та подовження життя людей. Дана програма орієнтована на зменшення строків лікування, зниження кількості рецидивів захворювань та широке використання сучасних методів лікування, в тому числі використання біосумісних імплантатів. Актуальність одержання біоактивних склокристалічних матеріалів для кісткового ендопротезування пов'язана з загальним зростанням рівня життя та соціальних норм, спрямованих на збереження здорової нації. Нові підходи до синтезу даних кісткових імплантатів пов'язані з тенденціями одержання біоматеріалів подібних до кісткової структури. Такі остеокондуктивні матеріали характеризуються досконалою біологічною сумісністю з живими тканинами організму. Наявність пористості є необхідною умовою використання матеріалу як біоактивного імплантата для пророщування волокон колагену та кровоносних судин. Найбільш зручними для пророщування кісткових клітин і кровоносних судин є імплантати з розвиненою пористою структурою, рівнем відкритої пористості не менше 50 % та розміром пор більше 100 мкм. Пористість підвищує розчинність, лімітує механічну стабільність матеріалу та виступає у ролі амортизатора навантажень. Розвиток відновної і замісної хірургії став можливим завдяки створенню, перш за все композиційних склокристалічних кальційфосфатних матеріалів для кісткового ендопротезування з визначеним рівнем розчинності та наявністю гідроксіапатиту кальцію (Са-ГАП) та карбонатапатиту (Са-КАП) кальцію у структурі матеріалу, які характеризуються біологічною активністю і стимулюють розвиток кісткових клітин. Переваги використання даних композитів полягають в можливості розробити імплантат, найбільш близький до кістки за своїми механічними та хімічними властивостям. Незважаючи на актуальність створення та використання подібних матеріалів в нашій країні дослідження в даному напрямку проводяться здебільшого стосовно композиційних біосумісних керамічних матеріалів на основі фосфатів кальцію та органічної складової. Все це обумовлює необхідність синтезу вітчизняних пористих композиційних біоактивних склокристалічних матеріалів з регульованим рівнем розчинності та механічними властивостями, подібними до натуральної кістки на основі кальційсилікофосфатного скла і органічної складової та технології їх одержання. Відомий склад композиційного матеріалу на основі хітозану та гідроксіапатиту з підвищеною біорезорбцією для кісткового ендопротезування [1]. Нанокристалічний карбонат-апатит, отриманий з водного розчину при низькій температурі з додаванням хітозану може бути використаний при заміщенні кісткових дефектів з активацією біорезорбції карбонат-апатиту. Композит ГАП-хітозан характеризувався високою біосумісністю, біорезорбційністю, високою антибактеріальною активністю, пластичністю, гарною адгезією і має виражений гемостатичний ефект. Однак даний композит не може бути використаний в щелепно-лицьовій хірургії так як має високий рівень резорбції вже на перших стадіях взаємодії фізіологічного середовища з імплантатом, що може негативно позначитися на протіканні процесів зрощування матеріалу з кісткою. Авторами [2] синтезовано композиційний біоматеріал на основі хітозану і апатиту кальцію при їх співвідношеннях відповідно від 15/85 до 80/20 з твердістю за Вікерсом 0,22 ГПа до 0,14 ГПа. В процесі синтезу композиційного матеріалу в результаті термообробки при температурі 1100 °C спостерігається покращення ступеня кристалічності апатитової фази та видалення органічної фази в матеріалах біологічного походження, та відпал домішок. При даній температурі одержують матеріал вільний від карбонату А типу, що наближує його за хімічним складом до складу молодої кісткової тканини. Однак, даний матеріал характеризується низькими показниками твердості і тому не може бути використаний для ділянок, які навантажуються, в щелепно-лицьовій хірургії. Найбільш близьким за технічною суттю є імплантаційний матеріал біоактивний композит "Синтекість" для заміщення кісткових дефектів після видалення пухлин (свідоцтво про державну реєстрацію № 3653/2005, видане 28.01.2005). Склад біокомпозиту: біоактивне скло - 50-65 мас. %, гідроксіапатит - 14-17 мас. %, вітлокіт -14-17 мас. %, воластоніт - 7-9 мас. %. Хімічний склад біоактивного скла мас. %: SiO2 25-28, СаО 34-37, Р2О5 - 20-23, Na2O - 15-17, K2О - 0,1-0,3, Ag2O - 0,01-0,08. Досягнутий рівень розробки матеріалів групи біокомпозитів "Синтекість" та виробів на їх основі у вигляді порошків, гранул, блоків, щільних та пористих імплантатів 1 UA 107234 C2 5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 дозволяє замінити ними відповідні закордонні аналоги. Дані вироби характеризуються абсолютною біосумісністю, повільною резорбцію та заміщенням повноцінною кістковою тканиною, від 6 місяців до 20 років для різних видів матеріалів та антибактеріальними властивостями. Міцність при стисканні біокомпозиту "Синтекість" складає від 1 до 600 МПа, що обумовлює більш раннє навантаження на кінцівку та зменшення післяопераційних ускладнень у вигляді переломів [3]. В основу винаходу поставлено задачу - розробити композиційний пористий біоактивний склокристалічний матеріал на основі кальційсилікофосфатного скла та хітозану з регульованим рівнем резорбції та міцнісними характеристиками, близькими до натуральної кістки. Технічний результат забезпечується тим, що в рішенні, яке пропонується композиційний біоактивний склокристалічний матеріал включає Na 2O, СаО, P2O5, SiO2 і відповідно до винаходу містить В2О3, Аl2О3, ZnO і хітозан при наступному співвідношенні компонентів, мас. %: SiO2 50; В2О3 5; Na2O 10; Аl2О3 5; Р2О5 5; СаО 20; ZnO 5; 5 % хітозану на 100 мас. ч. скла. Основний принцип одержання композиційного біоактивного склокристалічного матеріалу полягає в забезпеченні високої біосумісності за рахунок кристалізації гідроксіапатиту та карбонат апатиту, що забезпечує повільну швидкість резорбції на стадіях зрощування (4-6 тижнів) для міцного зв'язку імплантат-кістка. Основним фактором при одержанні біосумісних склокристалічних матеріалів з регульованим рівнем резорбції є забезпечення тонкодисперсної об'ємної кристалізації фосфатів кальцію розміром до 3 мкм в кількості 30-50 % за рахунок лікваційного розподілу. Наявність сферичних нанота мікронеоднорідностей в кальційцсилікофосфатних стеклах створює умови для крапельної ліквації, яка є більш вигідною, аніж стабільна кристалізація для реалізації тонкодисперсної кристалізації скла. Кристалізаційна здатність даних матеріалів визначається стехіометричним співвідношенням фазооутворюючих оксидів СаО/Р2О5 та вмістом SiO2. Введення оксиду цинку до складу кальційсилікофосфатних стекол сприяє зниженню кристалізаційної здатності та утворенню тонкодисперсної структури склокристалічних матеріалів на їх основі і позитивно позначається на їх біоактивності та бактеріостатичних властивостях. Зниження температури термообробки цинковмісних кальційсилікофосфатних скломатеріалів створює умови для кристалізації Са-КАП при температурах до 900 °C шляхом додавання органічної складової до їх складу. Так, введення хітозану до складу кальційсилікофосфатних матеріалів сприяє покращенню його кристалічності, виділенню Са-КАП та, як наслідок, підвищенню рівня розчинності. Наявність в дослідних матеріалах карбонат апатиту підвищує їх біорезорбцію внаслідок мікродефектів, які виникають при входженні карбонат-іону в структуру апатиту. Введення оксиду алюмінію до складу кальційсилікофосфатних стекол, який локалізований у тетраедрі, створює умови для утворення єдиного алюмофосфорнокисневого каркасу, що позначається на підвищенні хімічної стійкості матеріалів. Введення оксиду бору при φ в>1 також 5сприяє зв'язності структурної сітки скла в результаті утворення стійкого угрупування [(ВО 3) + 4 Ме ] та зниження ТКЛР. В лабораторних умовах виготовлено 7 складів кальційсилікофосфатного цинковмісного скла, які запропоновано для одержання композиційного біосумісного склокристалічного матеріалу та, для порівняння, біоактивного композиту "Синтекість" прототипу, що наведені у Таблиці 1. Всі дослідні стекла були зварені в однакових умовах при 1400-1500 °C в корундових тиглях з наступним охолодженням на металевому листі. Композиційні склокристалічні матеріали ЦФХ на основі дослідних стекол ЦФ та хітозану було одержано шляхом їх термообробки при температурах від 860 до 1020 °C протягом 0,5 години. Маркування матеріалів відповідає маркуванню стекол, на основі яких вони були одержанні. Хітозан було введено до складу фрит ЦФ у кількості 5 та 10 мас.ч на 100 мас. ч фрити. Пористі матеріали на основі дослідних композиційних склокристалічних матеріалів ЦФХ було одержано з використанням методу дублювання полімерної матриці. Одержані матеріали характеризуються розвиненою канальною структурою з відкритою пористістю від 31 до 63 % (Таблиця 3) та порами розміром від 50 до 700 мкм. Низькі показники відкритої пористості від 29 до 43 % та розміри пор в межах 50-100 мкм для матеріалів ЦФХ-5, ЦФХ-6, які знаходяться за межами, та для матеріалів ЦФХ-2, ЦФХ-3, ЦФХ-4 пов'язано з підвищенням їх в'язкості в температурному інтервалі формування пористої структури за рахунок інтенсивної кристалізації в процесі термообробки. Зниження кристалізаційної здатності в процесі термообробки позначається на зниженні в'язкості та, як наслідок, підвищенню відкритої пористості та збільшенню розміру пор від 100 до 700 мкм для матеріалів ЦФХ та ЦФХ-1. 2 UA 107234 C2 5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 За результатами досліджень розчинності та кристалізаційної здатності дослідних композитів підвищення вмісту хітозану від 5 до 10 мас. ч не позначалось на ЗНИЖЕННІ їх механічних та термічних властивостях, підвищує розчинність та приводить до зменшення об'єму зразків матеріалів в процесі термообробки на 10-20 %. З врахуванням вищенаведеного для забезпечення виділення Са-КАП та підвищення рівня резорбції композиту було введено 5-10 мас. ч хітозану на 100 мас. ч фрити. За даними рентгенофазового аналізу дослідні цинковмісні кальційсилікофосфатні стекла після варіння (Таблиця 1) та композиційні склокристалічні матеріали на основі вихідних стекол та хітозану після термообробки (Таблиця 2) характеризуються різною кристалізаційною здатністю кристалічних фаз Са-ГАП, Са-КАП, кристобаліту (кр), кварцу (кв) (Таблиця 2). Так, найвищим вмістом Са-ГАП як після варіння, так і після термообробки характеризується композиційний склокристалічний матеріал ЦФХ-1 зі співвідношенням СаО/Р2О5=4 в складі дослідного скла. Зменшення співвідношення СаО/Р2О5 до 1,5 та підвищення вмісту ZnO до 8 мол. % для ЦФХ-2 та ЦФХ-3 позначається на зниженні їх кристалізаційної здатності. Зниження вмісту ZnO до 5 мол. % при збереженні співвідношення СаО/Р2О5=1,5 сприяє підвищенню кристалізаційної здатності склокристалічного матеріалу ЦФХ-4 з виділенням Са-КАП та Са-ГАП. Для композиційних склокристалічних матеріалів ЦФХ, ЦФХ-5, та ЦФХ-6, які знаходяться за межами, і характеризуються вмістом SiO2 50 мол. % спостерігається високий вміст кварцу та кристобаліту, що не відповідає вимогам одержання біоактивних матеріалів для кісткового ендопротезування. За результатами петрографічного аналізу встановлено, що дослідні композиційні склокристалічні матеріали ЦФХ-1, ЦФХ-2, ЦФХ-3 та ЦФХ-4 характеризується об'ємною тонкодисперсною кристалізацією Са-КАП та Са-ГАП з розміром зерен  3 мкм та вмістом від 30 до 50 %, кварцу близько 2 %. Для композитів ЦФХ, ЦФХ-5, та ЦФХ-6, які знаходяться за межами спостерігається тонкодисперсна кристалізація кристобаліту від 1 до 2 %. Розчинність дослідних матеріалів визначали за втратами маси (В д.в, %) після витримки у дистильованій воді (ДВ) протягом 30 діб та за втратами маси (В м.р.о, %) і приростом маси (Пм.р.о, %) в модельній рідині організму (МРО) протягом 72 годин 30, 60 та 180 діб. Як модельну рідину + + 2+ 2організму використовували розчин, який містить катіони Na , K , Mg , аніони Сl , НСО3 , НРО4 . З метою підтримання відповідного рівня рН до складу МРО додають трис-гідроксиметил амінометан (TRIS) ((HOCH2)3CNH2). Важливою умовою приготування МРО є забезпечення прозорості розчину. У випадку пересичення розчину іонами кальцію та фосфору може виникнути можливість утворення осаду апатиту, що є неприпустимим при приготуванні МРО. За приростом маси матеріалу в МРО можна судити про механізм утворення зв'язку біоматеріалу з кісткою, який полягає в реалізації комплексу наступних поверхневих явищ і процесів: розчинення, тобто переходу у навколишнє середовище компонентів матеріалу; та осадження на поверхні матеріалу компонентів середовища (насамперед кальцію і фосфору) при пересиченні його цими компонентами внаслідок розчинення матеріалу. Дослідні композиційні склокристалічні матеріали після витримки у ДВ характеризуються втратами маси від 0,27 до 1,54 % та належать до III, IV та V гідролітичних класів (Таблиця 3). Так, найвищою розчинністю у ДВ характеризуються дослідні матеріали ЦФХ, ЦФХ-5, та ЦФХ-6, які знаходяться за межами, і мають найнижчу кристалізаційну здатність фосфатів кальцію та відсутністю у складі Аl2О3, який стабілізує силікофосфатний каркас скла за рахунок утворення АlРО4 (Таблиця 1). Для композитів ЦФХ-2 та ЦФХ-4 низька розчинність пояснюється значним вмістом кристалічних фаз кварцу та кристобаліту. Для композитів ЦФХ-1 та ЦФХ-3 підвищення кристалізації гідроксіапатиту, який характеризується найнижчою розчинністю серед біоактивних фосфатів кальцію, приводить до деякого зниження втрат маси 0,89 та 0,91 % відповідно. Втрати маси дослідних матеріалів в МРО після трьох діб витримки є практично однаковими і знаходиться в межах від 0,112 до 0,144 % (Таблиця 2). Даний факт свідчить про те, що кінетика розчинення в нейтральному середовищі має лінійну залежність втрат ваги з часом. Після тридцяти діб витримки дослідних матеріалів в МРО спостерігається приріст їх маси, який знаходиться в межах 0,0391 % до 0,0491 % і незначно відрізняється для усіх дослідних матеріалів. Після шестидесяти та дев'яноста діб витримки приріст маси значно зростає, особливо для матеріалів з високим рівнем розчинності ЦФХ, ЦФХ-5 та ЦФХ-6. Серед даних матеріалів найвищим приростом маси характеризується матеріал ЦФХ-6, який має у своєму складі 10 мас. % хітозану. Після витримки дослідних матеріалів протягом 180 діб тенденція приросту маси не змінюється і складає 0,24 для резистивного матеріалу ЦФХ-2 та 2,74 % для резорбуючого матеріалу ЦФХ-6. Найбільш прийнятними значеннями втрат та приросту маси в штучних умовах характеризуються дослідні матеріали ЦФХ-1 та ЦФХ-3. Високі показники втрат для матеріалів, які знаходяться за межами та низькі показники втрат для ЦФХ-2 в умовах 3 UA 107234 C2 5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 живого організму можуть негативно позначитися на біоактивності даних матеріалів. Значна розчинність, яка складає близько 2 % за втратами маси у дистильованій воді, є характерною для резорбуючих біоактивних стекол, які використовуються для заліковування кісткових дефектів. Якщо резорбція імплантата відбувається швидше, аніж регенерує кістка, це еквівалентно нестачі матеріалу для відновлення кістки, і в результаті в місці імплантації кістка є меншого об'єму і меншої щільності, аніж навколишня кісткова тканина. У разі сповільненої резорбції матеріалу імплантата порушується структура відновленої кістки, оскільки на першому етапі формується кістково-керамічний комплекс подібний до комплексу, який виникає при імплантації резистивного ГАП. Подібні порушення можна передбачити при відхиленні від оптимуму будьяких з перерахованих біологічних властивостей імплантованого матеріалу. З метою забезпечення утворення на поверхні імплантату апатиту рН середовища не має перевищувати 7,3. Серед дослідних матеріалів даним вимогам відповідають лише ЦФХ-1 та ЦФХ-3. 1/2 Тріщиностійкість K1С дослідних матеріалів знаходиться в межах 2,1-2,74 МПа·м і є найвищою для матеріалу ЦФХ-1 (Таблиця 2), що пов'язано зі структурними характеристиками даного матеріалу, а саме з блокуванням мікротріщин порами та кристалічною фазою. Для усіх дослідних матеріалів спостерігається зменшення розкиду довжин мікротріщин, що є наслідком принципової зміни структури матеріалів у процесі ситалізації та підвищення стійкості поверхні склокристалічних матеріалів до ушкоджень. Для даних матеріалів значення показників K 1С є 1/2 декілька нижчими у порівнянні з натуральною кісткою, для якої K1С складає 6,0 МПа·м , тому використання вказаних матеріалів як імплантатів може бути реалізовано лише на незначний ділянках кістки. Для дослідних композиційних пористих матеріалів твердість по Вікерсу HV та мікротвердість Н знаходяться в межах 4000-4800 МПа та 5630-6290 МПа (Таблиця 3). Високі міцності характеристики дослідних склокристалічних матеріалів ЦФХ-1, ЦФХ-2, ЦФХ-2 та ЦФХ-4 2+ обумовлені наявністю в їх складі лужноземельного металу Zn з малим іонним радіусом та знаходженням бору та алюмінію в четверній координації. Найвищими показниками HV та Н характеризується матеріал ЦФХ-1 з найвищим ступенем закристалізованості серед дослідних матеріалів та тонкодисперсною структурою. Зниження мікротвердості та твердості для дослідного склокерамічного матеріалу ЦФХ, ЦФХ-5 та ЦФХ-6 пов'язано зі збільшенням в його складі Na2O до 15 мол. %, причиною чого є руйнування зв'язків Si—О та утворення немісткових іонів кисню до яких приєднуються іони лужних металів. Значення HV для дослідних матеріалів знаходяться в межах значень HV для кістки, що є важливим для збереження цілісності конструкції імплантат - кістка при механічних навантаженнях. Мікроміцність (MM) дослідних матеріалів знаходиться в межах від 3020,36 до 3407,1 МПа і є найвищою для матеріалу ЦФХ-1 з вмістом ZnO 5 мол. %. Для дослідних матеріалів значення температурного коефіцієнта лінійного розширення -7 -1 (ТКЛР) знаходиться в межах від 54,38 до 9,66·10 град (Таблиця 3). З метою забезпечення високих експлуатаційних характеристик для дослідних склокристалічних кальційсилікофосфатних матеріалів необхідною умовою є забезпечення ТКЛР в межах 50·10 7 -1 град . Значення ТКЛР в вищенаведених межах для дослідних матеріалах ЦФХ-1, ЦФХ-2 та ЦФХ-5 та ЦФХ-6 обумовлено значним вмістом кристалічних фаз Са5(РО4)3ОН, Са10(РО4)6СО3, кварцу і кристобаліту. Для матеріалу ЦФХ, який знаходиться за межами, і матеріалів ЦФХ-3 та ЦФХ-4 низькі показники ТКЛР пов'язані з їх кристалізаційною здатністю та вмістом SiO 2 і Na2O. За результатами клініко-біологічних досліджень пористі композиційні біоактивні склокристалічні матеріали ЦФХ, ЦФХ-1 ЦФХ-5 та ЦФХ-6 характеризується остеокондуктивними властивостями зі швидкістю резорбції від 6 місяців. Для матеріалів ЦФХ-3 та ЦФХ-4 швидкість резорбції складає від 1 року для матеріалу ЦФХ-2 - від 2 років. Одержаний пористий композиційний біоактивний склокристалічний матеріал на основі кальційсилікофосфатного скла та хітозану характеризується швидкістю резорбції від 6 місяців до 2 років та міцнісними характеристиками, такими як твердість по Вікерсу HV та мікротвердість Н знаходяться в межах 4000-4800 МПа та 5630-6290 МПа відповідно. Дані матеріали можуть бути використані при виготовленні замінників кісткової тканини в щелепно-лицьовій хірургії. Реалізація винаходу у виробництві дозволить одержати якісні вітчизняні пористі композиційні біоактивні склокристалічні матеріали з регульованим рівнем розчинності та механічними властивостями, подібними до натуральної кістки. Джерела інформації: 1. Murugan R. Bioresorbable composite bone paste using polysaccharide based nanohydroxyapatite / R. Murugan, R. Ramakrishna // Biomaterials. - 2004. - Vol. 25. - P. 3829-3835. 4 UA 107234 C2 5 2.Thermal transformations of the mineral component of composite biomaterials based on chitosan and apatite / [S.N. Danilchenko, O.V. Kalinkevichl, V.N. Kuznetsov and other] // Cryst. Res. Technol. 2010. - P. 1-7. 3. Современные неорганические биоматериалы для пластики кости - пути и результаты усовершенствования [Дубок В.А, Гайко Г.В., Бруско А.Т. та ін.] // Актуальні проблеми сучасної медицини: Вісник Української медичної стоматологічної академії. - 2007. - Т.7. - вип.1-2 (17-18). С.271-280. Таблиця 1 Оксидний склад фрити, мол. %, співвідношення СаО/Р2О5 та кристалічна фаза SiO2 В2О3 K2О Na2O Аl2О3 ZnO Р2О5 СаО Ag2O СаО/Р2О5 Кристалічна фаза після варіння Фрита ЦФ (за прототип межами) 25-28 0,1-0,3 15-17 20-23 34-37 0,01-0,08 1,48-1,85 ГАП, вітлокіт, воластоніт 50 5 15 5 10 15 1,5 Кр ЦФ1 ЦФ2 ЦФ3 ЦФ4 50 5,0 10 5 5 5,0 20 4 50 2 10 5 8 10 15 1,5 47 5 10 5 8 10 15 1,5 46 5 15,0 4 5 10 15 1,5 ГАП, кр ГАП, кр ГАП, кр, ГАП, кр кв ЦФ5 (за ЦФ6 (за межами) межами) 45 5 15 5 15 15 1 45 5 15 5 10 20 2 кр кр Таблиця 2 Склад композиції, мас. ч, ЦФХ-5 кристалічна фаза, ЦФХ (за ЦФХ-6 (за ЦФХ-1 ЦФХ-2 ЦФХ-3 ЦФХ-4 (за температура межами) межами) межами) термообробки, °C Фрита, мас.ч 100 100 100 100 100 100 100 Хітозан, мас.ч 5 5 5 5 5 5 10 Кристалічна фаза після ГАП, КАП, ГАП, КАП, ГАП, КАП, ГАП, КАП, Кр, кр кр термообробки кр, кр кр, кв, кр, Температура 880 860 1020 860 880 1000 950 термообробки, °C 10 Таблиця 3 Властивості композитів Розчинність Вд.в, (30 діб), % рН Bм.р.о, (72 год.), % Пм.р.о, (30 діб), % Пм.р.о, (60 діб), % Пм.р.о, (90 діб), % Пм.р.о, (180 діб), % Прототип ЦФХ (за ЦФХ-1 межами) 1,42 7,37 0,132 0,0415 0,189 0,331 2,6 0,89 7,3 0,126 0,0421 0,0839 0,1043 0,74 5 ЦФХ-2 ЦФХ-3 ЦФХ-4 0,27 7,62 0,121 0,0391 0,0435 0,0516 0,24 0,91 0,55 7,33 7,57 0,131 0,112 0,040 0,0433 0,0691 0,053 0,1092 0,069 0,72 0,70 ЦФХ-5 ЦФХ-6 (за (за межами) межами) 1,30 7,63 0,130 0,0482 0,143 0,459 2,15 1,54 7,72 0,144 0,0491 0,172 0,432 2,74 UA 107234 C2 Продовження таблиці 3 Механічні та термічні властивості НУ, МПа 4320 4800 Н, МПа 5350 6290 ММ, МПа 3047,2 3407,1 1/2 K1С, МПа·м 2,4 2,48 -7 -1 ТКЛР;α·10 , град 9,66 54,38 Пористість Пористість відкрита, 40-58 % 53 63 % Розмір пор, мкм 100-700 100-700 Клініко-біологічні властивості Від 6 тижнів Від 6 Від 6 Швидкість резорбції до місяців місяців декількох років 4550 6220 3320,7 2,25 53,3 32 50-100 Від 2 років 4660 4320 4300 5720 5630 5215 3449,5 3061,11 3020,36 2,51 2,74 2,1 12,57 34,5 56 32 43 50-100 50-100 Від 1 року Від 1 року 4290 5200 3036,7 2,15 55 31 29 50-100 50-100 Від 6 місяців Від 6 місяців ФОРМУЛА ВИНАХОДУ 5 Пористий композиційний біоактивний склокристалічний матеріал, що складається з кальційсилікофосфатного скла, яке містить оксиди Na2O, СаО, Р2О5, SiO2, який відрізняється тим, що додатково вміщує: оксиди бору, алюмінію та цинку при наступному співвідношенні компонентів, мол. %: SiO2 50; В2О3 5; Na2O 10; Аl2О3 5; Р2О5 5; СаО 20; ZnO 5; хітозан у кількості 5 мас. ч. на 100 мас. ч. скла. 10 Комп’ютерна верстка М. Шамоніна Державна служба інтелектуальної власності України, вул. Урицького, 45, м. Київ, МСП, 03680, Україна ДП “Український інститут промислової власності”, вул. Глазунова, 1, м. Київ – 42, 01601 6