Исследованы структура и свойства кальций-фосфатных покрытий, сформированных на поверхности титана методом микродугового оксидирования в электролите на основе 30% ортофосфорной кислоты, включающем гидроксиапатит и природный волластонит. Показано, что основными электрофизическими параметрами, влйяющими на морфологию и физико-механические свойства покрытий, являются напряжение процесса микродугового оксидирования, время нанесения покрытия и длительность импульсов. При напряжении оксидирования 150 В и длительности импульсов до 500 мкс в течение ~10 мин формируются покрытия толщиной 25-30 мкм с шероховатостью поверхности Rа=2,5-5,0 мкм. Покрытия имеют пластинчато-пористую структуру, в которой присутствуют округлые пластинки кальций-фосфатного соединения и удлиненные частицы волластонита, что обеспечивает повышенные прочностные и биологические свойства покрытий. При увеличении напряжения оксидирования до 300 В формируются пористые покрытия толщиной до 120 мкм со сфероидальными структурными элементами на поверхности.

Рассмотрена принципиальная возможность использования метода микродугового оксидирования для получения кальций-фосфатных покрытий на поверхности циркониевого сплава. Выполнено сравнение технологических параметров режимов формирования покрытий. Приведены результаты исследования морфологии полученных покрытий, их механических свойств (адгезионная прочность покрытия к подложке, шероховатость) и элементного состава.

Методами потенциодинамической поляризации, электрохимической импедансной спектроскопии и кривых травления исследовано электрохимическое поведение наноструктурированного титана без покрытия и с кальцийфосфатным покрытием в различных средах. Показано, что кальцийфосфатные покрытия на поверхности наноструктурированного титана защищают металл от коррозии.

Представлены результаты исследования модифицирования поверхности сшивающих медицинских скобок методом микродугового оксидирования. Разработаны схема и режимы процесса микродугового оксидирования, позволяющие получать биологически совместимое, однородное, пористое кальцийфосфатное покрытие с требуемой толщиной и морфологией на поверхности сшивающих скобок. Морфология покрытия представлена сфероидальными образованиями со сквозными порами. Непосредственно после нанесения покрытие находится в рентгеноаморфном состоянии. При отжиге в покрытии происходит формирование кристаллических фаз, основной из которых является двойной фосфат титана и кальция, CaTi4(PО4)2. Предложена схема нанесения лекарственного вещества - ципрофлоксацина, на титановые скобки с биопокрытием. Наибольшее влияние на адсорбцию ципрофлоксацина оказывает толщина покрытия и концентрация исходного раствора. Модифицирование поверхности сшивающих скобок путём нанесения кальцийфосфатного покрытия и внесения в покрытие лекарственного средства позволит обеспечить оптимальные механические и биологические свойства имплантатов.

Изучены физико-химические и биологические характеристики микродуговых кальцийфосфатных покрытий на титане и цирконии. Установлено, что кальцийфосфатные покрытия на титане и цирконии по-разному влияют на морфофункциональное состояние стромальных стволовых клеток, окружающих имплантат, что может быть связано с более высокой растворимостью и последующим выходом фосфатных групп в межклеточную жидкость из покрытий на Zr по сравнению с покрытиями на Ti.

Исследован процесс обработки микродуговым оксидированием (МДО) внутренней поверхности деталей из алюминиевых сплавов. Применение внутреннего электрода в МДО-процессе позволяет интенсифицировать процесс формирования покрытия по всей поверхности детали, а также влияет на морфологию и состав покрытия. Сделано предположение, что внутренний электрод может применяться в МДО как поставщик материала для формирования покрытия заданного состава.

Выполнено исследование физико-химических свойств и структуры кальцийфосфатных покрытий, полученных методом микродугового оксидирования в электролитах на основе La- и Si-замещенного гидроксиапатита с различными концентрациями заместителей (Ca10-х Laх (PO4)6-у (SiO4)6-у (OH)2, х = у = 0.2 и 0.5) при варьировании напряжения процесса нанесения покрытий от 150 до 350 В. Показано, что с повышением напряжения процесса толщина и шероховатость покрытий линейно увеличиваются соответственно от 120 до 130 мкм и от 2 до 8 мкм. Установлено, что покрытия, полученные при напряжениях процесса 150-250 В, имеют в основном рентгеноаморфную структуру и, как следствие, высокую скорость биорезорбции. Повышение напряжения до 300-350 В приводит к формированию в покрытиях кристаллических фаз: монетита СаНР04 и бетта-пирофосфата бетта-Са2Р207. Максимальное содержание La и Si, равное соответственно 0.22 и 0.16 ат. %, характерно для покрытий, нанесенных при максимальном напряжении процесса 350 В. С повышением напряжения интенсифицируется осаждение ионов Са2+ из электролита, что приводит к увеличению содержания Са в покрытии, при этом отношение Са/Р возрастает от 0.26 до 0.58.

Исследовано влияние режимов микродугового оксидирования (времени процесса, длительности импульса тока, анодного напряжения) и состава электролита на величину пористости анодно-оксидных покрытий, полученных на сплавах алюминия Д-16АТ и титана ВТ1-00. Установлено, что, варьируя величиной анодного напряжения, длительностью импульса тока, временем процесса и составом электролите, можно получать покрытия с различной пористостью, большими или малыми порами, в зависимости от необходимых физико-механических свойств покрытия. Определены оптимальные режимы формирования качественных функциональных керамических покрытий.

Исследована морфология и структура цинк- и медьсодержащих кальцийфосфатных покрытий, нанесенных методом микродугового оксидирования при различном напряжении на подложки из чистого титана и низкомодульного сплава Ti-40 масс.% Nb. Морфология микродуговых покрытий на обеих подложках представлена сфероидальными образованиями размером 8-42 мкм и порами размером 1-15 мкм. С повышением напряжения при осаждении покрытий от 200 до 300 В эти структурные элементы увеличиваются в размерах и частично разрушаются. Обнаружено, что при повышении напряжения поверхностная пористость микродуговых покрытий линейно возрастает от 14 до 24%. Установлено, что эффективные коэффициенты диффузии модельной биологической жидкости в пористых покрытиях изменяются от 0,85*10 в степени -10 до 9,0*10 в степени -10 м2/с. С увеличением размеров структурных элементов эффективный коэффициент диффузии модельной биологической жидкости в микродуговых покрытиях на титане увеличивается, а на сплаве Ti-40 масс.% Nb — уменьшается, что связано с увеличением доли кристаллической фазы.