CZ28285U1 - Nitrokostní implantát s bioaktivní povrchovou úpravou - Google Patents

Description

Oblast techniky

Technické řešení se týká nitrokostního implantátu s bioaktivní povrchovou úpravou substrátu na bázi titanu. Povrchová úprava představuje povrchovou bioaktivní vrstvu s osseokondukčními vlastnostmi.

Dosavadní stav techniky

Pro náhradu kostní tkáně je známa řada materiálů, zejména ze skupiny kovových materiálů, plastických polymemích látek, keramických materiálů a jejich kompozitů. Použitelnost jednotlivých materiálů pro implantace do živého organismu záleží na jejich vlastnostech, zejména na tkáňové biokompatibilitě, enzymatické a hydrolytické stabilitě, chemických, fyzikálních, mechanických a dalších vlastnostech.

Biokompatibilita každého implantátu je určována především vzájemnou interakcí mezi tkání hostitele a implantátem. Organismus se snaží každé cizí těleso izolovat od okolní tkáně, vytváří kolem něj demarkaČní vazivový obal a snaží se jej z těla vyloučit. Tloušťka stěny pouzdra kolem implantátu indikuje snášenlivost implantátu s tkání. Tenká stěna pouzdra charakterizuje dobrou snášenlivost materiálu, silná signalizuje vysoký stupeň odmítavé reakce. Samozřejmým požadavkem na kompatibilní látky je, že nesmí působit toxicky, vyvolávat tkáňové nekrózy a zánětlivé reakce.

Vývoj materiálů pro kostní náhrady vede jednoznačně od materiálů biotolerantních (např., ocel) přes bioinertní (např., korund, titan) k materiálům bioaktivním (např., kalcium-fosfátová keramika, bioaktivní titan), které doznávají širokého uplatnění v klinické praxi. Tvorba více nebo méně silného vazivového pouzdra, které se vytváří mezi bioinertním povrchem implantátu a tkáni přináší nemalé obtíže při fixaci implantátů v organizmu. Zejména při zatížení takto vhojeného implantátu může docházet ke vzniku nežádoucích lokálních napětí na rozhraní kosti a implantátu, což může vést až k jeho vyloučení. Bioaktivní materiály naproti tomu jsou schopny vytvářet s tkání pevnou vazbu bez intermediální vazivové vrstvy, což přispívá k rovnoměrnému rozložení napětí v kostním lůžku u zatíženého implantátu. Významnou charakteristikou bioaktivní ch materiálů je jejich schopnost vytvářet na svém povrchu tenké vrstvy obohacené o vápník a fosfor, které jsou výsledkem interakce mezi implantátem a tělní tekutinou. Tato vrstva, z počátku amorfní, se s Časem mění na polykrystalickou vrstvu apatitových aglomerátů chemicky a krystalograficky totožných s kostním apatitem. Je předpokládáno, že takto vzniklá apatitová vrstva má klíčovou úlohu při vzniku vazby povrchu implantátu s živou kostní tkání [1].

Pro hodnocení bioaktivity implantačních materiálů se používají testy in vitro, kdy se sleduje schopnost materiálu indukovat precipitaci hydroxyapatitu na jeho povrchu při jeho expozici v roztoku modelujícím tělní tekutinu (SBF, Simulated Body Fluid). Test se provádí podle platné mezinárodní normy ISO 23317 [2].

Další často používaná metoda in vivo pro stanovení bioaktivity spočívá ve stanovení podílu přímého kontaktu nově vytvořené kostní tkáně k celkovému povrchu implantátu (BIC% Bone Implant Contact) při jeho implantaci na zvířecím modelu v závislosti na době [3].

Bioaktivita může být také vyjádřena jako bioaktivní index Ib=lOO/t(_Bic=5o%) [d'¹], kde t je počet dní, kdy přímý kontakt nově vytvořené kostní tkáně dosáhne padesáti procent celkového povrchu implantátu.

Bioaktivita křemičitých skel, případně gelů, v závislosti na složení, může být také odhadnuta na základě zjednodušené strukturní představy polymemího charakteru těchto materiálů (O°+O'- 20') [4] a pro první přiblížení pomocí Stevelsových strukturálních parametrů Y a X [5], které vyjadřují střední počet můstkových (O°) a nemůstkových (θ') kyslíků najeden polyedr zesítěné struktury. Strukturní parametry Y(O°) =2Z-2R a X(O')= 2R-Z jsou určeny z molámího složeni skla, kde Z je střední počet všech kyslíků na polyedr, a R je poměr celkového počtu kyslíků k celkovému počtu síťotvoričů. Z kladné korelace mezi bioaktivitou (Ib) a středním

- 1 CZ 28285 Ul počtem nemůstkových kyslíků (θ') pro sodnovápenatokřemičitá skla byly určeny hodnoty X(O') >1,5 a Y(O°)<2,5, kdy skla začínají jevit bioaktivitu, která roste se snižujícím se poměrem SiO₂/(CaO+Na₂O) a rovnováha O°+O - 20' je posunuta ve prospěch nemůstkových kyslíků (θ').

Titan, v současné době často používaný biomateriál s vynikajícími mechanickými vlastnostmi, se však na rozdíl od bioaktivních materiálů jeví v interakci s kostní tkání jako bioinertní materiál, který za běžných podmínek nevytváří přímou vazbu s kostí, jako je tomu u bioaktivních materiálů. Při nedokonalé kongruenci mezi kostním lůžkem a titanovým implantátem nebo při nízké primární stabilitě implantátu dochází k vmezeření vazivové tkáně v důsledku nízkých osseokondukčních vlastností, a tím k obtížnějšímu, méně kvalitnímu a déle trvajícímu vhojení implantátu.

Proto je povrch titanových implantátů upravován nanášením bioaktivních povlaků, nejčastěji vysokoteplotními postupy jako je nanášení hydroxyapatitu (HA, Caio(P0₄)é(OH)₂), plazmou. Nevýhody tohoto postupu spočívají v tom, že takto vytvořená vrstva apatitu nevykazuje vždy dostatečnou stabilitu mechanickou či chemickou, je nehomogenní složením i morfologicky a v tělním prostředí se často resorbuje, zejména v kyselém prostředí při zánětu tkáně, případně dochází k delaminaci povrchové vrstvy. Všechny tyto nedostatky zamezují zejména dlouhodobému, pevnému ukotvení implantátu v kosti [6], [7], [8], [9].

Dále jsou známy nízkoteplotní postupy nanášení bioaktivních vápenatofosforečnanových povlaků jako jsou například postupy chemické depozice a biomimetické metody, metody sol-gel, nebo metody elektro-depozice. Tyto metody nanášeni bioaktivních vápenato-fosforečnanových povlaků jsou však charakteristické tím, že vytvářejí diskrétní kalcium-fosfátovou vrstvu na povrchu titanového substrátu (aditivní metoda), což přináší obdobné nevýhody, jaké pozorujeme u povrchových vrstev, vytvářených plazmatickým nanášením z hlediska jejich nestability, limitované přilnavosti k titanovému substrátu, nejednotností povlaku a někdy i náročnosti a nákladnosti surovin a zařízení pro průmyslovou výrobu.

Biomimetické metody jsou relativně jednoduché procesy nevyžadující žádné speciální vybavení či vysokoteplotní zpracování. Pro přípravu povlaků lze použít roztok SBF (simulated body fluid), který je součástí normy ISO 23317:2012 [2] pro hodnocení bioaktivity materiálů in vitro [10]. Případně je možné využít roztoky, u nichž je koncentrace SBF nebo některých jejích komponent upravena z důvodů urychlení depozice [11], [12]. I přes zvyšování koncentrace iontů v roztoku SBF je depozice povlaků časově náročná. Je to dáno také tím, že roztok SBF obsahuje Mg²⁺ a HCO₃' ionty, které působí jako inhibitory krystalového růstu [12], [13]. Nedostatečná rychlost tvorby vrstev v prostředí SBF je jednou z vážných nevýhod metody.

V patentu US 6,344,061 [14] byly k vytvoření vrstvy vápenato-fosforečnanové fáze použity kalcifikační roztoky, jako je Hanksův vyvážený solný roztok HBSS (Hanks’ balanced salt solution) nebo rychlý kalcifikační roztok FCS (fast calcifícation solution), příp. FCS s přídavkem bovinního sérového albuminu. V prostředí roztoku HBSS se na povrchu broušených a leštěných titanových slitin během 16-denní expozice vytvořila amorfní vrstva apatitového typu, jejíž morfologie se měnila v závislosti na použitém materiálu i aplikované povrchové úpravě. Pomocí rastrovací elektronové mikroskopie (SEM) byla tloušťka vrstvy stanovena na 5 pm, podle XPS (rentgenové fotoelektronové spektroskopie) 90 nm. Analýza povrchu pomocí elektronové spektroskopie pro chemickou analýzu (ESCA, příp. XPS) odhalila pozvolný přechod definované vápenato-fosforečnanové vrstvy v intermediámí vrstvu TiO₂ na povrchu titanové slitiny.

Li et al. [15] použili k prekalcifikaci titanu přesycené kalcifikační roztoky SCSI-3 (Supersaturated calcification solution). Prekalcifikace byla prováděna ve třepačce při teplotě 37°C po dobu 24 hodin. V případě vzorků prekalcifikovaných v roztoku SCS3 se na substrátu během expozice vytvořila uniformní 30-40 pm silná vrstva hydroxyapatitu. Vrstva vytvořená v SCSI obsahovala vedle hydroxyapatitu v menší míře i brushit DCPD (dikalcium fosfát dihydrát) CaHPO₄2H₂O.

V případě roztoku SCS2 byl povrch pokryt jednotlivými globulemi hydroxyapatitu.

Rohanová et al. [16] exponovala v SCS2 titan, na kterém byla vytvořena gelová vrstva TiO₂ leptáním v HCI a následně v NaOH. V prvních hodinách se Ca²⁺ a PO₄ ³' ionty inkorporovaly do

-2CZ 28285 Ul gelové vrstvy, po šesti hodinách na povrchu byla patrná amorfní vrstva. Jeden den po expozici byl na povrchu nalezen oktakalcium fosfát (OCP, Cag(HPO₄)2(PO₄)₄.5H₂O) ve formě jehlicovitých krystalků orientovaných do růžic a několik velkých krystalů DCPD. Prekalcifikace vedla ke značnému zkrácení doby precipitace hydroxyapatitu v SBF, pri následných testech však byla zjištěna lehká cy to toxicita připravených vrstev.

Dalším známým způsobem pro nanášení povlaků na titan je metoda sol-gel [17], [18]. Sol je koloidní suspenze, vzniklá smícháním alkoxidů kovů s alkoholem a vodou v přítomnosti kyselého či bazického katalyzátoru. Po odpaření rozpouštědel a kondenzaci hydrolyzovaných molekul vzniká gel, který je následně sušen. Takto získaný povlak je značně porézní, často amorfní se slabou přilnavostí. Musí být proto podroben následné teplotní úpravě, čímž dochází ke zhutnění, krystalizaci a zlepšeni adheze vrstvy, avšak tato tepelná úprava značně zvyšuje riziko vzniku trhlin. Některé vstupní suroviny (alkoxidy kovů) jsou nákladné. Tato metoda je časově poměrně náročná, a velmi citlivá na podmínky nanášení, neboť i malá změna může způsobit odchýlení od očekávaného výsledku.

Vápenato-fosforečnanové povlaky lze také nanášet elektrolytickou depozicí či elektroforézou. V prvním případě se jedná o proces, který představuje nanášení vápenato-fosforečnanových povlaků z roztoku elektrolytu s obsahem Ca²⁺ a (PO₄)³' iontů [19], [20], [21], v druhém případě je povlak nanášen ze suspenze (nejčastěji HA). Zásadním rozdílem, vyplývajícím ze způsobu přípravy, je tloušťka vytvořených povlaků. V případě elektroforézy se může jednat až o stovky mikrometrů [22], a takto silné vrstvy vyžadují následné slino vám pri vysokých teplotách, které zvyšuje riziko vzniku trhlin.

Je popsána úprava povrchu titanových implantátů [24], která se provádí tak, že opí skovaný nebo strojně opracovaný povrch se moří 20 až 150 minut pri teplotě 30 až 60 °C v inertní atmosféře kyselinou chlorovodíkovou, s výhodou 35 až 37 % hmotn., nebo sírovou, s výhodou 3 až 4 mmol.l·¹. Tento povrch se následně leptá 1 až 24 hodin při teplotě 40 až 70 °C ve vodném roztoku hydroxidu alkalického kovu, s výhodou 1 až 10 mmol.l¹ hydroxidem sodným. Takto chemicky opracovaný povrch se poté louží pod ultrazvukem v deionizované vodě při teplotě 18 až 40 °C po dobu 2 až 40 minut. Výhodou tohoto řešení je dosažení texturovaného a hydratovaného submikroporézního povrchu titanových implantátů. Nevýhodou řešení může být, že inkorporace iontů Ca a P do nárokované povrchové struktury titanových implantátů probíhá až v tělním prostředí, v němž lze předpokládat, že dochází k adsorpci proteinů, která může zpomalit až utlumit transport a inkorporaci Ca a P iontů do této povrchové struktury, čímž může být zpomalen proces tvorby přímého spojení implantátu s kostí.

Podstata technického řešení

Uvedené nevýhody se odstraní nebo podstatně omezí nitrokostním implantátem podle tohoto technického řešení, jehož podstata spočívá v tom, že nitrokostní implantát je pripravitelný po mechanickém opracování povrchu neporézního bioinertního substrátu na bázi titanu mořením v nejméně jedné anorganické kyselině v inertní atmosféře a následným leptáním ve vodném roztoku nejméně jednoho hydroxidu alkalického kovu pro získání hydrofilní, porézní, nanostrukturované, výchozí vrstvy, která je podrobena kalcifikaci pro získání hydrofilní, porézní, nanostrukturované, bioaktivní konečné vrstvy s inkorporovánými vápenatými a fosforečnanovými ionty, případně s jejich krystalickým a/nebo amorfním vápenato-fosforečnanovým depozitem. Tloušťka konečné vrstvy nepřesahuje tloušťku výchozí vrstvy. Výchozí i konečná vrstva vykazují velikost měrného povrchu minimálně 80 mm²/mm² a úhel smáčení menší než 90°, s výhodou 45°.

Hlavní výhodou tohoto technického řešení je získání bioaktivního materiálu s mechanicky a chemicky upraveným bioaktivním povrchem substrátu na bázi titanu s vysokou velikostí měrného povrchu a příznivým úhlem smáčení konečné vrstvy. Nitrokostní implantát je chirurgicky implantovatelný do živé kostní tkáně. Vysoký měrný povrch konečné vrstvy zvyšuje plochu kontaktu mezi nitrokostním implantátem a okolní tkání, což napomáhá zajištění primární stability po implantaci a zvyšuje plochu pro interakci s tělními tekutinami a buňkami. Vysoká smáčivost konečné vrstvy umožňuje dobrý kontakt s tělními tekutinami. Měmý povrch konečné vrstvy

- 3 CZ 28285 U1 může dosahovat i vyšší hodnoty než nárokované, např. i 200 mm² na 1 mm², případně se tato hodnota běžně pohybuje kolem 500 až 800 mm²/mm² i výše. Čím vyšší je tato hodnota měrného povrchu konečné vrstvy, tím lze očekávat její vyšší mikroporozitu a tím i příznivější prorůstání tkáně při její aplikaci. Nitro kostní implantát s povrchovou úpravou vykazuje velmi příznivé bioaktivní a osseokondukční vlastnosti, což urychluje vhojení implantátu a zajišťuje vznik stabilního a funkčního rozhraní mezi povrchem implantátu a kostním lůžkem. Získání konečné vrstvy podle tohoto technického řešení je časově i finančně nenáročné a lze ho aplikovat i na složité tvary implantabilních prostředků, zejména v těch indikacích, kde dochází k vysokému mechanickému zatížení nebo aplikovaný klinický postup vyžaduje urychlené vhojení implantátu a jeho časnou fixaci v kostním loži.

Výchozí/ konečnou vrstvu v tomto řešení je myšlena, nikoliv pevná vrstva s jasným a daným rozhraním mezi povrchovou výchozí/konečnou vrstvou a substrátem. Výchozí/ konečnou vrstva v tomto řešení je vrstva, která nemá ostré rozhraní na povrchu se substrátem, ale má pozvolný přechod mezi neporézním a nehydrofilním substrátem na bázi titanu, a mezi převážně hydrofilní, mikroporézní výchozí /konečnou vrstvu nanostrukturovaného charakteru. Výchozí/ konečná vrstva pozvolna přechází do substrátu a je v podstatě součástí jeho povrchu, což vyplývá i z povahy chemického zpracování substrátu. Výchozí/konečná vrstva jsou porézní, přičemž jejich porozita klesá směrem do hloubky, až přechází k neporéznímu kovovému substrátu na bázi titanu. Tloušťka výchozí/konečné vrstvy je řádově přibližně v nanometrech či jednotkách mikronů.

Mechanickým opracováním se získá makrostrukturovaný povrch substrátu na bázi titanu, čímž se získá povrch o vhodném reliéfu a roztečích, jednotlivých nerovností, který je vhodný pro další chemické úpravy ve dvou základních technologických krocích. Prvním krokem chemické úpravy je získání nanostrukturované výchozí vrstvy ve formě titaničitanového gelu na substrátu na bázi titanu. Druhým krokem chemické úpravy je získání porézního hydrofilního a nanostrukturovaného konečného povrchu se zvýšenými bioaktivními vlastnostmi. Prvním krokem chemické úpravy je nejprve moření makrostrukturovaného povrchu substrátu na bázi titanu v nejméně jedné anorganické kyselině a následné leptání v hydroxidu alkalického kovu, čímž dochází ke vzniku výchozí vrstvy titaničitanového gelu, obsahující ionty alkalického kovu dle druhu užitého louhu alkalického kovu. Jedním z principů tohoto technického řešení je, aby většina iontů alkalického kovu, jako jsou v tomto případě s výhodou sodné ionty, byla nahrazena ionty vápenatými. Ve druhém kroku chemické úpravy je získaný výchozí povrch podroben kalcifikaci, při níž je získána konečná vrstva obsahující vápenaté a fosforečnanové ionty, případně s jejich krystalickým a/nebo amorfním vápenato-fosforečnanovým depozitem. Získaný konečný povrch je bioaktivní, což je prokazováno nej častěji tvorbou uhličitanového apatitu, k jehož tvorbě dochází vlivem hydratovaných gelů TiO₂ na povrchové konečné vrstvě při testech v prostředí simulované tělní tekutiny. Ti-OH skupiny hydratovaných titaničitých gelů u bioaktivního titanu, jsou považovány za nukleační centra pro precipitaci uhličitanového apatitu. Je předpokládáno, že zvýšení bioaktivity je dosahováno inkorporací vápenatých iontů do struktury zesítěných gelů TiO₂ snížením stupně polymerace a růstem koncentrace nemůstkových kyslíků O', které generují nukleační centra pro precipitaci uhličitanového apatitu. Vápenaté a fosforečnanové ionty jsou v nanostrukturované, porézní povrchové konečné vrstvě chemicky vázány. A jelikož nevytváří diskrétní vápenato-fosforečnanovou vrstvu, nedochází k fragmentaci či lokální degradaci, jako je tomu u jiných metod depozice vápenato-fosforečnanových povlaků.

Je výhodné, když zdrojem pro moření mechanicky opracovaného substrátu na bázi titanu kyselinou je kyselina chlorovodíková o koncentraci 35 až 37 % hmotn. nebo kyselina sírová o koncentraci 3 až 4 namohl'¹. Kyselina chlorovodíková nebo sírová jsou běžné kyseliny, snadno dostupné a finančně dostupné a ekologicky neškodlivé, pokud se dodržuje technologický postup. Je možno užít i jiných kyselin, např. kyseliny fluorovodíkové nebo i směsi kyselin.

Dále je výhodné, když zdrojem pro následné leptání je vodný roztok hydroxidu sodného o koncentraci 1 až 10 mmol.l·¹. Hydroxid sodný je též běžný chemický prostředek. Je možno využít i hydroxidu draselného.

-4CZ 28285 U1

Pro postupnou kalcifikaci výchozí vrstvy je výhodné, když zdrojem vápenatých iontů je roztok chloridu vápenatého o koncentraci 20 až 800 mmol.Úa zdrojem fosforečnanových iontů zředěná kyselina fosforečná o koncentraci 0,23 až 100 mmol.l·¹ nebo vodný roztok dihydrogenfosforečnanu sodného o koncentraci 1 až 100 mmol.l'¹.

Pro kalcifikaci může být zdrojem vápenatých a fosforečnanových iontů přesycený kalcifikační roztok o iontovém složení: 4 až 5 mmol.l'¹ Na⁺; 4 až 6 mmol.l'¹ Ca²⁺; 9 až 11 mmol.l·¹ Cl'; 1,5 až 3,5 mmol.l¹ H2PO4 ; a 0,5 až 2,5 mmol.l·¹ HCO3'. Také tyto použité chemické prostředky pro kalcifikaci jsou dostupné chemické prostředky, zvolené v optimální koncentraci pro daný účel. Substrátem na bázi titanu může být technicky čistý titan nebo jeho slitiny, které obsahují alespoň jeden prvek ze skupiny, zahrnující hliník, vanad, zirkonium, niob, hafnium, cín, železo a tantal.

Konečná vrstva může obsahovat jeden nebo více kationtů ze skupiny zahrnující H\ Na⁺, K⁺ , Mg²⁺ a jeden nebo více aniontů ze skupiny zahrnující OH', C1',(CO3)²', (SO4) , NOý, které doprovází použité chemické suroviny, a které lze v podstatě považovat za technické ekvivalenty nárokovaných chemikálií.

Pokud se kalcifikace se provádí v ultrazvukové lázni, probíhá intenzivněji. Od přebytečných chemikálií se konečná vrstva se oplachuje v ultrazvukové lázni, v deionizované vodě nebo v etanolu, nebo v deionizované vodě a poté v etanolu, nebo v etanolu a poté v deionizované vodě. Obvykle při teplotě okolí až 65 °C po dobu 2 až 80 minut.

Konečná vrstva se po omytí suší volně nebo při teplotě okolí až 125 °C.

Přehled obrázků na výkresech

Lepší porozumění různým aspektům tohoto technického řešení se získá v následném podrobném popisu některých neomezujících konkrétních příkladů provedení, s odkazem na připojené obrázky 1 až 4.2.

Provedení technického řešení, popsaném v příkladu 1, je blíže patrné z obr. 1 až 1.2, z nichž ukazuje obr. 1: vývoj koncentrace vápníku a fosforu po jednotlivých technologických operacích;

obr. 1.1: SEM (rastrovací elektronovou mikroskopii) povrchu vzorku exponovaného v roztoku CaCl₂ a následně H₃PO₄; a obr. 1.2: precipitáty hydroxyapatitu, vzniklé po 7-denní expozici v SBF (simulované tělní tekutině - simulated body fluid) na povrchu vzorku, exponovaného v roztoku CaCl₂ a následně H₃PO₄.

Provedení technického řešení dle přikladu 2 je osvětleno blíže na obr. 2.1 až 2.9, kde znázorňuje obr. 2.1: SEM povrch vzorku s výchozí vrstvou;

obr. 2.2: SEM konečné vrstvy vzorku exponovaného v přesyceném kalcifikačním roztoku;

obr. 2.3: EDX analýzu (energiově disperzní spektroskopie) exponované konečné vrstvy vzorku v přesyceném kalcifikačním roztoku;

obr. 2.4: GD-OES hloubkový profil prvků (optická emisní spektroskopie s doutnavým výbojem) vzorku s výchozím povrchem;

obr. 2.5: GD-OES hloubkový profil prvků konečné vrstvy vzorku, exponované v přesyceném kalcifikačním roztoku;

obr. 2.6 ESCA (elektronová spektroskopie pro chemickou analýzu) spektra s výchozí vrstvou na obrázku dole a s konečnou vrstvou vzorku exponovaného v přesyceném kalcifikačním roztoku na obrázku nahoře;

obr. 2.7; SEM konečné vrstvy vzorku exponovaného v přesyceném roztoku po 7 dnech v SBF;

-5 CZ 28285 U1 obr. 2.8: vývoj koncentrace Ca²⁺ iontů v roztoku SBF během testu bioaktivity vzorku s výchozí vrstvou a vzorku konečnou vrstvou, exponovaného v přesyceném kalcifikačním roztoku; a obr. 2.9: vývoj koncentrace PO₄ ³' iontů v roztoku SBF během testu bioaktivity vzorku s výchozí vrstvou a vzorku s konečnou vrstvou exponovaného v přesyceném kalcifikačním roztoku. Provedení technického řešení dle příkladu 3 je patrné z obr. 3: schematicky znázorňujícím příčný svislý řez zkušebních implantátů ve tvaru válečků implantovaných do tibií zkušebních psů plemene bígl;

Provedení technického řešení dle Přikladu 4 odkazuje na obr. 4.1 až 4.2, z nichž ukazuje obr. 4.1 SEM konečné vrstvy vzorku z titanové slitiny exponovaného v roztoku CaCl₂ a následně H3PO4; a obr. 4.2: EDX analýzu (energiově disperzní spektroskopie) konečné vrstvy vzorku z titanové slitiny exponovaného v roztoku CaCl₂ a následně H3PO4.

Příklady provedení technického řešení

Příklad 1 (Obr. 1 až 1.2)

Pro výrobu zubního nitrokostního implantátu byly vyrobeny z technicky čistého titanu (Grade 4) vzorky substrátu ve tvaru disků o průměru 8 mm a tloušťce 0,5 mm. Tyto disky byly mechanicky upraveny zdrsněním povrchu pískováním práškem korundu o střední velikosti zm 200 až 250 pm při tlaku 600 až 700 kPa, čímž se získá makrostrukturovaný neporézní povrch substrátu o tloušťce řádově v mikrometrech či nanometrech, a se středními roztečemi nerovností řádově v nanometrech či mikrometrech, v desítkách pm. Následná chemická úprava povrchu disků byla provedena mořením v 37% kyselině chlorovodíkové, v inertní atmosféře argonu při teplotě 40 °C po dobu 130 minut. Povrch disků byl potom očištěn od zbytků kyseliny mytím v ultrazvukové lázni v deionizované vodě, následně omyt v ethanolu a poté sušen při teplotě 105 °C. Povrch vzorků byl dále leptán ve vodném 5 mmol.l·¹ roztoku hydroxidu sodného při teplotě 60 °C po dobu čtyř hodin. Touto mechanickou a následnou chemickou úpravou povrchu u všech vzorků bylo dosaženo nanostrukturované, porézní, hydrofilní výchozí vrstvy vzorku s měrným povrchem 504 mm²/mm² a úhlem smáčení 27,2°.

Vzorky s výchozí vrstvou gelovité struktury byly po vyjmutí z NaOH ihned ponořeny do roztoku 0,45 mmol.l·¹ chloridu vápenatého při teplotě 60 °C po dobu 4 hodin, a následně myty dvakrát v deionizované vodě po dobu 4 minut v ultrazvukové lázni. Takto získané vzorky byly dále exponovány ve zředěné kyselině fosforečné 0,06 mmol.l·¹ při pokojové teplotě po dobu 1 minuty. Poté byly myty v ultrazvuku dvakrát v deionizované vodě po dobu 4 minut a poté 2 minuty v ethanolu a následně sušeny při teplotě 105 °C. Úpravou podle tohoto technického řešení byla získána konečná vrstva na substrátu z čistého titanu, u níž byl naměřen měrný povrch 420 tnnAmm² a úhel smáčení 31°.

Výchozí/ konečnou vrstvou se rozumí vrstva bez ostrého rozhraní na povrchu se substrátem, která pozvolna přechází do substrátu a je v podstatě součástí jeho povrchu. Výchozí i konečná vrstva jsou porézní, jejich porozita klesá směrem do hloubky, až přechází k neporéznímu kovovému substrátu na bázi titanu. Tloušťka výchozí/konečné vrstvy je řádově přibližně v nanometrech či mikrometrech.

U výchozí vrstvy i konečné vrstvy substrátu byl měřen jejich měrný povrch a úhel smáčení.

Měrný povrch, vyjádřený v mm² a vztažený na 1 mm² plochy, byl měřen metodou BET (BraunEmmett-Teller) na přístroji ASAP 2020 (Micromeritícs). Metoda měření BET je založena na fyzikální adsorpci molekul plynu (Kr).

-6CZ 28285 U1

Úhel smáčení (neboli kontaktní úhel) je úhel, který svírá tečna k povrchu kapky (destilované vody), vedená v bodě styku kapky s rozhraním a vyjadřuje smáčivost materiálu. V případě, že je úhel smáčení <90°, lze povrch označit za hydrofilní (smáčivý).

Konečná vrstva pro nitrokostní implantát dle tohoto technického řešení byla analyzována pomocí rastrovací elektronové mikroskopie (SEM, Vega 11 LSU, Tescan) s analyzátorem energiově disperzní spektroskopie (EDX, Bruker). Kvantitativní vyhodnocení EDX analýzy provedené v jednotlivých technologických krocích přípravy konečné vrstvy vzorků podle tohoto technického řešení dokumentuje inkorporaci Ca a P v povrchové nanostrukturované vrstvě a jejich hydrolytickou stabilitu během mytí, jak je znázorněno na obr. 1. Na obr. 1.1 je znázorněna SEM konečné vrstvy vzorku dle tohoto technického řešení. Morfologie této konečné vrstvy a přítomnost vápníku a fosforu, zaznamenaná pomocí EDX analyzátoru indikuje, že Ca²⁺ a (PO₄)³' ionty, případně s jejich krystalickým a/nebo amorfním depozitem, jsou inkorporovány do výchozí nanostrukturované vrstvy, přičemž konečná vrstva nepřesahuje tloušťku nanostrukturované výchozí vrstvy. To znamená, že konečná vrstva představuje nanostrukturovanou výchozí vrstvu titaničitanového hydrogelu, v podstatě bez iontů, nebo s minimem iontů alkalického kovu (Na⁴) a obohacenou o vápenaté a fosforečnanové ionty, případně s jejich depozitem. Bioaktivita konečné vrstvy vzorku dle tohoto technického řešení byla testována v roztoku SBF dle ISO 23317. Na obr. 1.2 je pomocí SEM znázorněna konečná vrstva dle vynálezu po 7 dnech expozice roztoku SBF. Během této doby se na povrchu vytvořila celistvá vrstva biologického hydroxyapatitu, indikující žádoucí bioaktivitu konečné vrstvy. Přitom pro srovnání, apatit na vzorku s výchozí vrstvou nebyl po 7 denní expozici v roztoku SBF prokázán.

Příklad 2 (Obr. 2.1 až 2.9)

Pro získání nitrokostního implantátu, vhodného jakožto zubní implantát nebo spinální implantát, byly vyrobeny z technicky čistého titanu (ISO 5832-2) vzorky ve tvaru disků o průměru 16 mm a výšce 1 mm. Vzorky byly mechanicky upraveny pískováním práškem korundu o střední velikosti zrn 180 až 250 pm při tlaku 600 až 650 kPa. Následně byl povrch vzorků chemicky upraven mořením v 35%ní kyselině chlorovodíkové, v inertní atmosféře argonu při teplotě 45 °C po dobu 100 minut. Povrch disků byl potom očištěn od zbytků kyseliny mytím v ultrazvukové lázni v deionizované vodě a poté v ethanolu. Následně byly vzorky sušeny při teplotě 105 °C po dobu 15 minut. Povrch vzorků byl dále leptán ve vodném 4 mmol.l·¹ roztoku hydroxidu sodného při teplotě 60 °C po dobu 4 hodin, a potom očištěn od zbytků NaOH mytím v deionizované vodě a etanolu v ultrazvukové lázni. Mechanickou a následnou chemickou úpravou povrchu u všech vzorků bylo dosaženo nanostrukturované, porésní, hydrofilní výchozí vrstvy na substrátu z čistého titanu s měrným povrchem 412 mm²/mm² a úhlem smáčení 25°.

Titanové disky s gelovitou výchozí vrstvou titaničitanového hydrogelu byly dále exponovány v roztoku, přesyceném vůči vápenatým a fosforečnanovým iontům, o iontovém složení: 4 mmol.l·¹ Na) 5 mmol.l·¹ Ca²⁺; 10 mmol.l·¹ Cl·; 2,5 mmol.l·¹ H2PO4’; a 1,5 mmol.l·¹ HCO3' [15] po dobu jedné hodiny v ultrazvukové lázni. Po ukončení expozice v tomto roztoku byly vzorky vyjmuty a omyty absolutním etanolem v ultrazvukové lázni po dobu osmi minut a sušeny při 60 °C. Touto úpravou dle tohoto technického řešení byla získána na titanovém substrátu konečná vrstva pro nitrokostní implantát, u níž byl naměřen měrný povrch 297 mm²/mm² a úhel smáčení 40°.

Tato konečná vrstva vzorku může obsahovat v minimálním množství jakožto doprovodné prvky použitých chemikálií kationty, jako jsou např. H⁺, Na) K⁺ a Mg²⁺ a anionty, jako jsou např. OH', Cl', (CO3)²', (SO4)²’, NO₃'. Tyto doprovodné kationty či anionty v podstatě většinou splňují stejnou nebo obdobnou chemickou funkci a chemickou vazbu v konečné vrstvě jako použité chemikálie

Vzorky s konečnou vrstvou dle tohoto technického řešení byly charakterizovány metodami povrchové analýzy, SEM (Vega 11 LSU, Tescan) s EDX analyzátorem (Bruker), optickou emisní spektroskopií s doutnavým výbojem (GD-OES, GD-Profiler 2, HORIBA Jobin Yvon) a elektro-7CZ 28285 U1 novou spektroskopií pro chemickou analýzu (ESCA, ESCA Probe P, Omicron NanoTechnology). Bioaktivita byla testována v roztoku SBF dle ISO 23317 po dobu 7 dnů při teplotě 37 °C. Po testu bioaktivity byla konečná vrstva vzorků pozorována pomocí SEM. Za účelem sledování vývoje koncentrací vápenatých a fosforečnanových iontů byly v průběhu testu prováděny odběry roztoku SBF. Koncentrace vápníku byla stanovována metodou atomové absorpční spektrometrie (AAS, SpectrAA 330, Varian). Koncentrace fosforečnanů byla měřena UV spektrofotometru (UV-1201, SHIMADZU). Jako reference byly vždy použity disky s výchozí vrstvou. Na konečné vrstvě dle tohoto technického řešení byl rovněž proveden test cytotoxicity formou extraktu. Testovém bylo provedeno dle platné normy ČSN EN ISO 10993 (2009) a ČSN EN ISO 7405 (2009).

ío Na obr. 2.1 je zobrazena SEM analýza výchozí vrstvy. Na obr. 2.2 je znázorněna SEM analýza konečné vrstvy vzorku dle tohoto technického řešení. Ze srovnání je patrné, že expozicí v přesyceném kalcifikačním roztoku nedošlo k morfologickým změnám či k vytvoření silné vrstvy vápenato-fosforečnanové fáze na porésním povrchu. Přestože precipitáty vápenato-fosforečnanové fáze nebyly pozorovány, přítomnost vápníku a fosforu byla zaznamenána pomocí EDX analyzá15 toru, j ak j e znázorněno na obr. 2.3.

Ze srovnání hloubkových profilů GD-OES, a to konečné vrstvy vzorku dle tohoto technického řešení, jak je znázorněno na obr. 2.5, a výchozí vrstvy vzorku dle obr. 2.4, je zřejmé, že při expozici v přesyceném kalcifikačním roztoku došlo k výměně Na⁺ iontů, vázaných ve výchozí vrstvě ve formě titaničitanu, za Ca²⁺ ionty z kalcifikačního roztoku.

Obr. 2.5 ukazuje metodou GD-OES měřený hloubkový profil prvků konečné vrstvy vzorku, exponovaného v přesyceném kalcifikačním roztoku. Vysoká intenzita signálu vápníku a fosforu v počátku odprašování a jejich plynulý pokles naznačují, že Ca₂ a (PO₄)³' ionty byly inkorporovány do nanostruktury titaničitanového hydrogelu výchozí vrstvy. Dokládá to i profil titanu s podobným průběhem jako v případě výchozí vrstvy, jak je znázorněno na obr. 2.4.

Inkorporace iontů do porésní struktury byla podpořena použitím ultrazvukové lázně pro úpravu konečné vrstvy dle tohoto technického řešení. Jako oplachové médium byl zvolen etanol, který nevymývá Ca₂ ⁺ a (PO₄)³' ionty z povrchu, a zabraňuje vzniku krystalických vápenato-fosforečnanových precipitátů a stabilizuje amorfní vápenato-fosforečnanovou fázi [23]. Povrch byl charakterizován metodou ESCA, znázorněným na obr. 2.6. Měřena byla spektra z povrchu konečné vrstvy z hloubky 2 až 5 nm a po pěti minutách odprášení do hloubky 10 nm, z hloubky 12 až 15 nm. Na obou vzorcích byl detekován titan v oxidačním stavu IV+ již na povrchu. Vazebná energie vápníku na vzorku dle tohoto technického řešení odpovídala vápníku v oxidačním stavu 11+ vázanému na kyslík. Rovněž byla potvrzena přítomnost fosforečnanových aniontů. Na rozdíl od výchozí vrstvy nebyl na konečné vrstvě vzorku dle vynálezu detekován sodík. Během úpravy dle tohoto technického řešení totiž došlo k výměně sodných iontů za vápenaté, což dokládá i analýza povrchů metodou GD-OES, jak je znázorněno na obr. 2.4.

Kvantitativní analýza jednotlivých prvků v atomových % metodou ESCA, provedená na povrchu a po odprášení povrchu, cca do hloubky 10 nm, z hloubky 12 až 15 nm pro výchozí povrch a pro konečný povrch nanostruktury vzorku, je přehledně znázorněna v následující Tabulce 1.

Tabulka 1 - Kvantitativní analýza prvků metodou ESCA provedená na povrchu a z hloubky 12 až 15 nm

	At. %
Vzorek	C	O	Ti	Na	Ca	P
Výchozí vrstva z hloubky 2 - 5 nm	32,2	48,1	18,2	0,7	0,8	-
Výchozí vrstva z hloubky 12 -15 nm	14,6	59,0	25,2	0,6	0,9	-
Konečná vrstva z hloubky 2 - 5 nm	24,5	49,9	4,0	-	12,6	9,0
Konečná vrstva z hloubky12 -15 nm	5,0	58,9	12,8	-	15,6	7,7

-8CZ 28285 U1

Z kvantitativního vyhodnocení dat z ESCA je patmé, že po odprášení vrstvy asi 10 nm povrchu, z hloubky 12 až 15 nm, se zvýšil obsah titanu a mírně narostlo zastoupení vápníku, zatímco množství fosforu kleslo. Během úpravy dle tohoto technického řešení nejdříve došlo k uvolnění sodných iontů z nanostrukturované negativně nabitých Ti-OH skupin. Následně byly z kalcifikaěního roztoku navázány kladné vápenaté ionty a po převládnutí pozitivního náboje na povrchové vrstvě došlo k navázání záporných fosforeěnanových iontů. Výsledkem těchto elektrostatických interakcí byl vznik chemické vazby iontové povahy v této povrchové konečné vrstvě.

Bioaktivita konečné vrstvy vzorku dle tohoto technického řešení byla testována v roztoku SBF dle ISO 23317. Na obr. 2.7 je znázorněna SEM konečné vrstvy vzorku dle tohoto technického řešení po 7 dnech v SBF, a během této doby se na povrchu vytvořila celistvá vrstva hydroxyapatitu. Na obr. 2.8 je zobrazen vývoj koncentrací Ca₂ ⁺ a (PO₄)³ iontů v roztoku simulované tělní tekutiny SBF. V roztoku SBF, ve kterém byl exponován vzorek s konečnou vrstvou dle tohoto technického řešení, došlo k poklesu koncentrace iontů spojenému s precipitací hydroxyapatitu. V případě vzorku s výchozí vrstvou koncentrace stanovovaných iontů v roztoku SBF oscilovala okolo výchozích hodnot.

Provedený test cytotoxicity potvrdil, že konečná vrstva vzorku dle tohoto technického řešení nevykazuje cytotoxické chování v celém rozsahu testovaných koncentraci.

Uvedený příklad ilustruje inkorporaci Ca²⁺ a (PO4)³' iontů do amorfní struktury titaničitanového hydrogelu expozicí v přesyceném kalcifikaěním roztoku v ultrazvukové lázni. Ca²⁺ a (PO4)³' ionty jsou v konečné vrstvě vázány chemickou vazbou s iontovým charakterem, což bylo dokázáno pomocí ESCA a GD-OES. Morfologie titaničitanového hydrogelu zůstala po úpravě dle tohoto technického řešení zachována, a Ca²⁺ a (PO₄)³' ionty jsou vázány uvnitř, a přitom nevytvářejí navíc diskrétní vápenato-fosforečnanovou vrstvu na titaniěitanové vrstvě hydrogelu.

Příklad 3 (Obr. 3)

Pro nitrokostní implantát podle tohoto technického řešení, vhodný zejména pro dentální či spinální aplikace, byl vyroben substrát, a to z technicky čistého titanu (ISO 5832-2). Bylo vyrobeno 32 ks zkušebních nitro kostních implantátů ve tvaru válečků o průměru 3,1 mm a výšce 6 mm, se dvěma drážkami po jejich obvodu o hloubce 0,6 mm a šířce 1 mm, jak je znázorněno na obr. 3. Zkušební implantáty byly mechanicky upraveny pískováním práškem korundu o střední velikosti zrn 100 až 250 pm při tlaku 600 až 700 kPa. Následná chemická úprava povrchu zkušebních implantátů byla provedena mořením v 37% kyselině chlorovodíkové, v inertní atmosféře argonu při teplotě 40 °C po dobu 90 minut. Povrch zkušebních implantátů byl potom očištěn od zbytků kyseliny mytím v ultrazvukové lázni napřed v deionizované vodě, poté v ethanolu a následně sušen při teplotě 120 °C. Zkušební implantáty byly dále leptány ve vodném 6 mmol.l'¹ roztoku hydroxidu sodného při teplotě 65 °C po dobu čtyř hodin, potom v ultrazvuku očištěny od zbytků NaOH mytím v deionizované vodě a následným oplachem v etanolu. Mechanickou a následnou chemickou úpravou všech 32 zkušebních implantátů bylo dosaženo nanostrukturované, porésní, hydrofilní výchozí vrstvy, která vykazovala měrný povrch 137,8 mm²/mm² a úhel smáčení 28°.

ks zkušebních implantátů se získanou výchozí vrstvou gelovité struktury bylo dále exponováno v přesyceném kalcifikaěním roztoku vápenatých a fosforeěnanových iontů, a to o iontovém složení: 4 mmol.l·¹ Na⁺; 5 mmol.l'¹ Ca²⁺; 10 mmol.l'¹ Cl; 2,5 mmol.l'¹; H₂PO₄'; a 1,5 mmol.l'¹ HCO³' [15] po dobu 1 hodiny v ultrazvukové lázni. Po ukončení expozice v tomto kalcifikaěním roztoku byly zkušební implantáty vyjmuty, poté v ultrazvukové lázni omyty absolutním etanolem po dobu 10 minut a vysušeny v sušárně při 65 °C. Touto úpravou bylo dosaženo konečné vrstvy směrným povrchem 114mm²/mm² a úhlem smáčení 30°. Zbývajících 16 ks zkušebních implantátů s výchozí vrstvou bylo použito jako referenční vzorky při hodnocení bioaktivity a osseokondukčních vlastností na zvířecím modelu.

ks zkušebních implantátů s konečnou vrstvou dle tohoto technického řešení a 16 kusů referenčních zkušebních implantátů s výchozí vrstvou bylo zaimplantováno do tibií psů plemene bígl. Studie na zvířecím modelu byla povolena etickou komisí a Ústřední komisí na ochranu zvířat

-9CZ 28285 U1 proti týrání při Ministerstvu průmyslu a obchodu České republiky. Obr. 3 schematicky znázorňuje příčný svislý řez zkušebních nitrokostních implantátů ve tvaru válečků o průměru 3,1 mm s vyznačením drážek čárkovanou čárou o hloubce 0,6 mm a šířce 1 mm. V drážkách, vyznačených čárkovaně na obr. 3, byl vyhodnocován kontakt nově vytvořené tkáně s povrchem implantátu (BIC% kontakt mezi implantátem a kostí (bone-implant contact) v tibiích zkušebních psů plemene bígl.

Osseokondukční vlastnosti povrchů implantátů byly hodnoceny histomorfometrickým stanovením přímého kontaktu nově vytvořené kosti v drážce implantátů dle obr. 3, po 2 a 8 týdnech od implantace pomocí optické mikroskopie.

Přímý kontakt nově vytvořené kosti na povrchu implantátu (BIC% - bone implant contact) byl vytvořen na třiceti čtyřech procentech povrchu implantátů s konečnou vrstvou (BIC% = 34,4 ± 15,3) a na dvaceti sedmi procentech povrchu implantátů s referenční výchozí vrstvou (BIC% =

27.7 ± 14,7), v obou případech po dvou týdnech od implantace. Po osmi týdnech od implantace přímý kontakt nově vytvořené kosti s povrchem implantátů s konečnou vrstvou a referenčních implantátů s výchozí vrstvou nevykázal statisticky významný rozdíl. Pro implantáty s konečnou vrstvou byl zjištěn BIC% = 51,5 ± 25,8 a pro referenční implantáty s výchozí vrstvou BIC% =

47.8 ± 20. Výsledky dokumentují zvýšenou bioaktivitu a osseokondukční schopnost titanových implantátů s konečnou vrstvou, ve srovnání s referenčními implantáty s výchozí vrstvou, uplatňující se zejména v počátcích vhojování nitrokostního implantátu.

Příklad 4 (Obr. 4.1 až 4.3)

Pro nitrokostní implantát byly vyrobeny vzorky z titanové slitiny TÍ6A14V, a to disky o průměru 15 mm a výšce 1 mm. Tyto vzorky byly mechanicky upraveny pískováním práškem korundu o střední velikosti zrn 250 pm při tlaku 600 kPa. Následně byl povrch vzorků chemicky upraven mořením v 37 % kyselině chlorovodíkové, v inertní atmosféře argonu při teplotě 40 °C po dobu 130 minut. Disky byly potom očištěny od zbytků kyseliny mytím v ultrazvukové lázni v deionizované vodě, poté v ethanolu a následně sušeny při teplotě 105 °C. Disky byly dále leptány ve vodném 5 mmol.l'¹ roztoku hydroxidu sodného při teplotě 60 °C po dobu čtyř hodin. Touto mechanickou a následnou chemickou úpravou všech disků bylo u nich dosaženo gelovité, hydrofilní, nanostrukturované, porésní výchozí vrstvy s měrným povrchem 439 mm²/mm² a úhlem smáčení 33°.

Vzorky s výchozí vrstvou byly po vyjmutí z NaOH ihned ponořeny do roztoku 0,45 M chloridu vápenatého při 60 °C po dobu 60 minut a poté lehce opláchnuty destilovanou vodou. Následně byly vzorky exponovány v ultrazvukové lázni ve zředěné kyselině fosforečné 0,38 mmol.l·¹ po dobu 2 minut. Potom byly vzorky myty v ultrazvuku, a to dvakrát v deionizované vodě po dobu 4 minut a následně 2 minut v ethanolu, a po vyjmutí byly vysušeny pří teplotě 105 °C. Touto úpravou dle tohoto technického řešení byla získána na substrátu z titanové slitiny konečná vrstva s měrným povrchem 416 mm²/mm² a úhlem smáčení 35°.

Získaná konečná vrstva byla analyzována pomocí rastrovací elektronové mikroskopie (SEM, Vega 11 LSU, Tescan) s EDX analyzátorem (Bruker). Morfologie konečné vrstvy je znázorněná na obr. 4.1. Přítomnost vápníku a fosforu byla zaznamenána pomocí EDX analyzátoru, jak je znázorněno na obr. 4.2, z něhož je zřejmé, že Ca²⁺ a (PO4)³' ionty jsou inkorporovány do nanostrukturovaného titaničitanového hydrogelu a nedošlo k morfologickým změnám či k vytvoření silné vrstvy vápenato-fosforečnanové fáze.

Tento příklad ilustruje inkorporaci Ca²⁺ a (PO4)³' iontů do výchozí vrstvy, kdy materiálem použitým pro zhotovení substrátu pro implantabilní prostředek je titanová slitina TÍ6A14V.

Předchozí popis se nutně netýká jen výhodných výsledků, kterých je možno dosáhnout nebo kterých je třeba dosáhnout použitím mechanického a chemického opracování povrchu substrátu pro nitrokostní implantáty podle popisu tohoto technického řešení, ale pouze ilustruje příkladné výhody, které mohou být možné v určitých konkrétních aplikacích.

-10CZ 28285 Ul

Uvedené příkladná provedení nitrokostních implantátů, konkrétní popsané mechanické a chemické postupy, konkrétní chemikálie ve zvolených rozmezích, jsou pouze ilustrativní a nejsou omezující pro další možné alternativní příklady nitrokostních implantátů podle tohoto technického řešení, zde neuvedené, které je možno aplikovat v rozsahu patentových nároků tohoto technického řešení.

Průmyslová využitelnost

Nitrokostní implantáty s povrchovou úpravou podle tohoto technického řešení vykazují zvýšené bioaktivní a osseokondukční vlastnosti a jsou určeny pro výrobu dentálních, ortopedických, spinálních a jiných kostních implantátů.

Seznam zkratek a symbolů:

BIC kontakt mezi implantátem a kostí (bone-implant contact)

DCPD dihydrát hydrogenfosforecnanu vápenatého - brushit (CaHPO4.2H₂O)

EDX energiově dispersní spektroskopie

ESCA elektronová spektroskopie pro chemickou analýzu

FCS rychlý kalcifikační roztok (Fast calcification solution)

GD-OES optická emisní spektroskopie s doutnavým výbojem

HA hydroxyapatit (Caio(P0₄)₆(OE[)₂)

HBSS kalcifikační roztok (Hank‘s balanced salt solution - Hanksův vyvážený solný roztok)

Ib index bioaktivity

OCP oktakalcium fosfát (Cag(HPO₄)2(PO₄)4.5H₂O)

SBF simulovaná tělní tekutina (Simulated body fluid)

SCS kalcifikační roztok (Supersaturated calcification solution)

SEM rastrovací elektronová mikroskopie

XPS rentgenová fotoelektronová spektroskopie

Claims (8)

1. NÁROKY NA OCHRANU

   1. Nitrokostní implantát s bioaktivní povrchovou úpravou substrátu na bázi titanu s bioaktivním nanostrukturovaným povrchem, majícím osseokondukční vlastnosti a obsahující vápenaté fosforečnany, je připravitelný po mechanickém zdrsnění povrchu substrátu do neporézní makrostrukturované vrstvy, poté mořením v nejméně jedné anorganické kyselině v inertní atmosféře a následným leptáním ve vodném roztoku nejméně jednoho alkalického kovu do získání hydrofilní, porézní, nanostrukturované, výchozí vrstvy, která je podrobena kalcifikaci do získáni hydrofilní, porézní, nanostrukturované, bioaktivní konečné vrstvy s inkorporovanými vápenatými a fosforečnanovými ionty, případně s jejich krystalickým a/nebo amorfním vápenato-fosforečnanovým depozitem, a po nejméně jednom oplachování následným sušením, přičemž

   - tloušťka konečné vrstvy nepřesahuje tloušťku výchozí vrstvy a

   - výchozí i konečná vrstva vykazují velikost měrného povrchu minimálně 80 mm²/mm², úhel smáčení menší než 90°, s výhodou 45°

   -11 CZ 28285 U1
2. 2. Nitrokostní implantát podle nároku 1, vyznačující se tím, že kyselinou pro moření je kyselina chlorovodíková o koncentraci 35 až 37 % hmotn. nebo kyselina sírová o koncentraci 3 až 4 mmol.l·¹,
3. 3. Nitrokostní implantát podle nároku 1, vyznačující se tím, že alkalickým louhem pro leptání je vodný roztok hydroxidu sodného o koncentraci 1 až 10 mmol.l'¹.
4. 4. Nitrokostní implantát podle nároku laž3, vyznačující se tím, že pro postupnou kalcifikaci je zdrojem vápenatých iontů roztok chloridu vápenatého o koncentraci 20 až 800 mmol.l·¹ a zdrojem fosforečnanových iontů zředěná kyselina fosforečná o koncentraci 0,23 až 100 mmol.l·¹ nebo vodný roztok dihydrogenfosforečnanu sodného o koncentraci 1 až 100 mmol.l·¹.
5. 5. Nitrokostní implantát podle nároku laž3, vyznačující se tím, že pro kalcifikaci je zdrojem vápenatých a hořečnatých iontů přesycený kalcifikační roztok o iontovém složení:

   až 5 mmol.l'¹ Na⁺;

   až 6 mmol.l'¹ Ca²⁺;

   až 11 mmol.l·¹ Cl';

   1,5 až 3,5 mmol.l'¹ H2PO4';

   0,5 až 2,5 mmol.l·¹ HCO3'.
6. 6. Nitrokostní implantát podle nároku 1, vyznačující se tím, že substrátem na bázi titanu je technický čistý titan nebo jeho slitiny, které obsahují alespoň jeden prvek ze skupiny, zahrnující hliník, vanad, zirkonium, niob, hafnium, cín, železo a tantal.
7. 7. Nitrokostní implantát podle některého z nároků laž4, vyznačující se tím, že konečná vrstva obsahuje jeden nebo více kationtů ze skupiny zahrnující H⁺, Na⁺, K⁺ , Mg²⁺ a aniontů ze skupiny zahrnující OH', C1',(CO₃)²', (SO4)²', NO₃'.
8. 8 výkresů