WO2016200288A1 - Способ формирования биоактивного покрытия на поверхности эндопротезов крупных суставов - Google Patents

Способ формирования биоактивного покрытия на поверхности эндопротезов крупных суставов Download PDF

Info

Publication number
WO2016200288A1
WO2016200288A1 PCT/RU2015/000933 RU2015000933W WO2016200288A1 WO 2016200288 A1 WO2016200288 A1 WO 2016200288A1 RU 2015000933 W RU2015000933 W RU 2015000933W WO 2016200288 A1 WO2016200288 A1 WO 2016200288A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
electrolyte
titanium
anode
elements
implant
Prior art date
Application number
PCT/RU2015/000933
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Юрий Романович КОЛОБОВ
Максим Борисович ИВАНОВ
Георгий Викторович ХРАМОВ
Original Assignee
Федеральное государственное автономное образовательное учреждение высшего профессионального образования "Белгородский государственный национальный исследовательский университет" (НИУ "БелГУ")
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Федеральное государственное автономное образовательное учреждение высшего профессионального образования "Белгородский государственный национальный исследовательский университет" (НИУ "БелГУ") filed Critical Федеральное государственное автономное образовательное учреждение высшего профессионального образования "Белгородский государственный национальный исследовательский университет" (НИУ "БелГУ")
Publication of WO2016200288A1 publication Critical patent/WO2016200288A1/ru
Priority to IL255808A priority Critical patent/IL255808B/en

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/02—Prostheses implantable into the body
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/02—Inorganic materials
    • A61L27/04—Metals or alloys
    • A61L27/06—Titanium or titanium alloys
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/28—Materials for coating prostheses
    • A61L27/30—Inorganic materials
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/28—Materials for coating prostheses
    • A61L27/30—Inorganic materials
    • A61L27/32—Phosphorus-containing materials, e.g. apatite

Definitions

  • the method relates to the production technology of medical devices.
  • the proposed method of forming coatings is intended to be implemented on the scale of serial production of large joint endoprostheses with improved biological compatibility, which are used in operations to replace the affected joint with an artificial one in the event of a surgical solution to the problem.
  • the goal of coating formation is to reduce the risk of denture rejection and reduce the injury rate of operations.
  • MDO microarc oxidation
  • a known method according to patent P ⁇ 2385740 (Published on 04/10/2010) "Bioactive coating on an implant made of titanium and a method for its preparation", which allows to form a bioactive coating on an implant made of titanium with high adhesion to the implant surface and a developed rough surface sufficient for successful osseointegration of bone tissue and the method for its preparation.
  • the bioactive coating on a titanium implant contains calcium phosphate compounds and has a multi-level porous structure with a rough surface.
  • the coating has a thickness of 10-40 microns, a total porosity of 35-45% with an average pore size of 3-8 microns, a roughness of 2.5-5 microns, an adhesive strength of 30-35 MPa.
  • the coating contains calcium phosphates in an X-ray amorphous state.
  • Sandblasting is carried out using alumina powder A1 20 Oz or silicon oxide Si0 2 fractions of 250-380 microns to obtain a roughness of 1.5-5 microns.
  • Chemical etching is carried out by etching the surface of a titanium implant in an acid etchant heated to boiling point, based on hydrochloric and sulfuric acids, of the following composition: 10 parts of HC1 (30%) and 80 parts of H 2 S0 4 (60%) and 10 parts of H 2 0, with the formation of pores with a size of 1-2 microns.
  • Microarc oxidation is carried out in the anode mode with the following parameters: voltage 250-300 V, pulse duration 50-100 ⁇ s, and pulse repetition rate 50-100 Hz, for 3-10 minutes in an aqueous solution of an electrolyte based on phosphoric acid, hydroxyapatite and calcium carbonate, of the following composition, wt.%: H 3 P0 4 - 20, Ca 10 (PO) 6 (OH) 2 - 6, CaCO 3 - 9
  • the disadvantage of this method is the presence of the stage of acid etching in a boiling mixture of acids, which translates the process into the category of hazardous chemical industries and imposes a number of relevant requirements and restrictions. It should also be noted high concentrations of chemicals in the electrolyte. So, for processing a dimensional product (for example, a leg of a hip prosthesis), you will need a bath capacity with an electrolyte of at least 3 liters, and the amount of hydroxyapatite for an electrolyte - about 180 grams, which in accordance with market prices for it will be at least 5 thousand. rub. to the bath.
  • calcium hydroxyapatite actively reacts with phosphoric acid with the absorption of more acidic calcium phosphates, such as tricalcium phosphate, brushite and others.
  • acidic calcium phosphates such as tricalcium phosphate, brushite and others.
  • the authors' choice in favor of expensive hydroxyapatite as a starting component is not clear if, upon receipt of the electrolyte, it is converted to other more accessible components.
  • a patent of the Russian Federation is also known> 444376 C1 (Published: 03/10/2012), which describes a method for applying a bioactive coating on titanium and its alloys at a constant or pulsed current voltage of 80-250 volts under conditions of a spark discharge with a pulse repetition rate of 0.3-15 , 0 Hz for 10-40 minutes
  • Process lead to a solution of phosphoric acid with a concentration of 5-25% and sulfuric acid with a concentration of 5-10%, a supersaturated CaO solution, and a 5-10% suspension of hydroxylapatite with a dispersion of less than 70 microns in this supersaturated solution.
  • the surface of the implant before being introduced into the body for 30-60 minutes at a temperature of 20-37 ° C is treated with a special medium with osteogenic and antimicrobial activity.
  • the method provides for the application of a bioactive nano- and microstructured calcium phosphate coating on titanium implants with enhanced osteoconductive, osteoinductive properties and antimicrobial activity.
  • the disadvantage of this method is the high content of acids in the electrolyte, which are neutralized by quicklime (CaO), as well as the high content of expensive hydroxyapatite (5-10%).
  • the mixing of the electrolyte leads to the release of a large amount of heat during the extinguishing of lime and its reaction with acids. Technologically, this operation should be carried out using special reactors and requires additional safety measures, which complicates and leads to an increase in the cost of the process.
  • the invention is aimed at solving the problem of metalloses due to coatings obtained on the surface of implants by microarc oxidation.
  • the method includes the step of preparing metal billets, washing and drying, the stage of microarc oxidation to obtain micro-nanoporous bio-coatings to form an implant of the root of the tooth, and the final stage of washing from electrolyte residues.
  • biologically active elements such as silicon, calcium, phosphorus and sodium, which are the main components of biological glass, is intended to reduce the healing time.
  • the method includes a description of the design of the implant, consisting of a root part with a coating obtained by the method of microarc oxidation, and a holder installed in the implant of the tooth root by means of a screw.
  • the root implant is made of pure titanium grades TA2, TA4 or titanium alloy T2448.
  • Microarc treatment is carried out in an electrolyte containing sodium silicate, calcium dihydrogen phosphate, calcium acetate, a2-EDTA and sodium hydroxide when supplied rectangular anode pulses with a voltage of 250 + 550 V, a frequency of 0.2-ChkHz and a duty cycle of 4-20%, for 5-15 minutes
  • the disadvantages of this object include the following.
  • the bioactive properties of the resulting coatings are confirmed only indirectly (only the result of a three-day test in SBF modeling fluid without using in vivo or in vitro experiments is given).
  • Both in the abstract and in the examples there is no information on such important parameters of the obtained coating as thickness, composition, porosity, adhesion, and other physicochemical properties that could indicate the potential use of such coatings for real implants. In addition, it cannot be used to handle large implants.
  • the closest in its characteristics adopted for the prototype is the method of forming a bioactive coating, disclosed in the source US 2011/0218643 A1 (publ. 08.09.2011), designed to form a coating on the intraosseous implants made of titanium and titanium alloys, which increases their biological activity.
  • the implant is placed in a bath in an electrolyte solution containing Ca and P ions, and then connected to a power source.
  • An auxiliary electrode is also connected to the power source.
  • a heat exchanger is used to cool the electrolyte.
  • a sequence of voltage pulses is applied with alternating polarity of the pulses.
  • a coating is formed with a thickness of 10 to 30 ⁇ m, a porous structure with pore sizes of 0.5 to 10 ⁇ m and containing from 10 to 30 May. % hydroxyapatite.
  • the coating contains titanium dioxide in the form of anatase and rutile crystallites with a size of 30-50 nm.
  • a high level of porosity provides good osteoconductivity, resulting in increased bone-implant adhesion. It is argued that a uniform coating structure and bone ingrowth into it should lead to a gradual change in the mechanical properties of the bone-implant system, thereby eliminating the appearance of stress concentrators and increasing shear strength.
  • the duration of voltage pulses during processing is 0.5-20 milliseconds.
  • the pause between pulses is less than 10 microseconds.
  • the pause duration is reduced to increase the amount of calcium and phosphorus in the coating.
  • the amplitude of the pulse voltage increases gradually to its peak values during the first 5,300 seconds, which helps to avoid high peak current values at the beginning of the process.
  • the amplitude of positive voltage pulses should not exceed 500-550 V, and negative ones - 100 V, since overvoltage causes powerful discharges to occur in places of concentration of electric field lines (edge protruding regions).
  • the electrolyte includes an aqueous solution of calcium acetate (0.05-0.2 mol / L) and sodium phosphate (0.025-0.1 mol / L).
  • the disadvantage of the prototype method is that it cannot be used in the manufacture of large joint endoprostheses with a significant surface area, especially when a batch of samples is being processed.
  • hard mode use the forced start of the breakdown by applying a voltage, obviously exceeding the critical value, and the forced end of the breakdown by turning off the voltage.
  • the average current density through the surface of the sample according to the proposed method can reach 5 A / cm for pulses of positive (anode) polarity, especially at the initial stage.
  • the area of the treated surface for only one element of the prosthesis of the hip joint can reach 0.6 DM 2 and the average anode current, respectively, for processing such a part 300A.
  • this parameter will already exceed 1000A. Ensuring reliable electrical contact for the flow of currents of such values will become a significant obstacle when connecting elements of a standard endoprosthesis to a current source and will require its development. It should also be noted that high-frequency currents of such a force induce significant magnetic fields and interfere with the power supply network.
  • the prototype shows a sample with an area of only 2x2 cm 2 , the processing of which, according to the data of the given oscillogram, requires an average period (anode + cathode pulses) more than 2 kW of power.
  • the objective of the invention is to develop a method of forming a bioactive coating on the surface of endoprostheses of large joints of a person with high physicochemical properties and biochemical activity by microarc oxidation for use in mass production.
  • the technical result of the invention is to reduce the average current density and the use of a soft anode-cathode mode of formation of bioactive coatings, which makes it possible to batch process elements of endoprosthesis of large joints of a person to obtain a porous bioactive glass-ceramic coating on the entire or given surface of endoprosthesis elements made of the most used titanium alloys VT 1 -0 (Grade 2,3,4), VT6 (Ti-6A1-4V) and Ti-6Al-7Nb.
  • the problem is solved by the proposed method for producing coatings on the elements of endoprostheses of large human joints made of titanium and its alloys, including placing the implant in a bath with an electrolyte solution containing Ca and P ions, connecting the implant and an auxiliary electrode to a power source, cooling the electrolyte with a heat exchanger, characterized in , what
  • the electrolyte is prepared as follows: completely dissolve calcium hydroxide, add sodium metasilicate and mix until a white dispersed suspended precipitate forms, add sodium hydrogen phosphate and mix until it is completely dissolved;
  • an electrolyte is prepared based on the dry matter mass in grams per liter of composition: Ca (OH) 2 - 1.6; Na 2 Si0 3 > ⁇ 5H 2 0 - 8.0; Na 2 HPO 4 xl2H 2 O - 5.0;
  • the initial electrolyte used for titanium grade VT1-0 (Grade 2,3,4) is diluted with distilled water in the ratio of 2 parts of electrolyte and 1 part of water;
  • masking insulating equipment based on polyvinylsiloxane silicone additive curing is used, the use of which avoids negative edge effects and reduces the quality of the coating at the border with masking equipment;
  • microarc oxidation is carried out for 10-30 minutes in a soft anode-cathode mode with a sinusoidal current shape with a density of 0.1 ⁇ 0.02 A / cm except for the initial stage, when the anode mode of inclusion is used in the first minute at the ratio of the anode and cathode currents of at least 10: 1.
  • the claimed technical result is achieved by combining the composition of the electrolyte and the electrical parameters of microarc oxidation.
  • the proposed electrolyte components are sources of elements such as calcium, phosphorus and silicon, which form a glass-ceramic coating during the oxidation of the substrate with the thermal effects of microarc discharges, some regions of which are similar to bioactive glass of various compositions [HenchL.L., SplinterR.J., AllenW. C. andGreenleeT.K. (1971). Bonding Mechanism at the Interface of Ceramics Prosthetic Materials. J. Biomed. Mater. Res. Symp., 2: 117-141 .;].
  • the content in the electrolyte of a dispersed precipitate from a mixture of calcium phosphates and silicates largely determines the saturation with calcium, phosphorus and silicon of the resulting coating.
  • the thickness of the resulting coating at an average current density of 0.1 A / cm 2 can vary from 10 to 35 microns with processing times of 10 to 30 minutes.
  • the adhesive strength is at least 30 MPa. With a processing time of more than 30 minutes, thicker coatings can be obtained, but at the same time, adhesion deterioration occurs.
  • the roughness of the coatings is in the range of Ra b microns. With a maximum pore diameter of up to 20 ⁇ m, the main contribution to porosity is made by pores from 1 to 10 ⁇ m.
  • each average processing current will be about 25A, while when processing four products of the same area according to the prototype, this parameter will exceed 1000A.
  • the claimed invention meets the conditions of novelty, inventive step and industrial applicability.
  • the invention is characterized by the following graphic materials.
  • the figure 1 presents the results of transmission microscopy, confirming the presence of amorphous glass phase in the coating along with nanodisperse crystallites of titanium oxide.
  • the figure 2 presents the elemental composition of the dispersed precipitate in the electrolyte, which takes part in the formation of the coating obtained by the method of energy dispersive analysis;
  • the figure 3 shows a graph depicting a characteristic waveform of the voltage and current waveform with a processing time of 10 minutes for a sample area of 10 cm 2 '.
  • the maximum current does not exceed 4 A, and in the prototype - over 25 A for a sample with an area of 4 cm 2 .
  • the average current for the period is about 1 A against 10 A for the prototype.
  • the figure 4 presents the appearance of the element of the prosthesis of the hip joint - the cavity of cementless fixation of size 58C, made of technically pure titanium grade 1-0 with the coating obtained according to example 1.
  • the figure 5 presents the appearance of the element of the prosthesis of the hip joint - BCF-143 leg, made of titanium alloy VT6 (Ti-6A1-4V) with the coating obtained according to example 2.
  • the figure 6 presents the image of a fragment of osteoid tissue (bottom) grown on the surface of the coated implant BT6, surrounded by fibers of loose connective tissue (top).
  • the analysis of histological preparations was carried out by standard methods of light microscopy of thin sections.
  • Example 1 As a product for processing, an element of the hip joint prosthesis is taken - a cavity of cementless fixation of size 58C made of technically pure titanium of grade VT 1-0. For the initial surface, sandblasting with white electrocorundum with a grain of F16 according to GOST R 52381-2005 was carried out. Products were washed before oxidation using VEGA-R technical detergent. Using ElitDouble 22 silicone, Zhermack made insulating fittings.
  • the process was carried out in Ca (OH) 2 electrolyte - 1.6 g / l; Na 2 Si0 3 x5H 2 0 - 8.0 g / l; Na 2 HP0 4 * 12H 2 0 - 5.0 g / l for 30 minutes.
  • the average current density was 0.1 A cm 2 .
  • Elemental composition (wt.%): TU 2 - 52.2; CaO - 12.3; P 2 0 5 - 3.9; Si0 2 - 30.5; Na 2 0
  • Example 2 As a product for processing, an element of the hip joint prosthesis is taken - the BTsF-143 leg, made of VT6 titanium alloy (Ti-6A1-4V). For the initial surface, sandblasting with white electrocorundum with grain size F16 was carried out. The products were washed before oxidation using the VEGA-R technical detergent. Using ElitDouble 22 silicone, Zhermack made insulating fittings. For of the process, the initial electrolyte in example 1 was diluted with distilled water in a ratio of 2 parts of electrolyte and 1 part of water, processing was carried out for 30 minutes. The average current density is 0.1 A / cm 2 .
  • Elemental composition (wt.%): TU 2 - 32.0; CaO - 35.6; P 2 0 5 - 8.6; Si0 2 - 21.6; A1 2 0 3 - 0.9; Na 2 O - l, 3.
  • Adhesion Shear Strength 34 MPa.
  • Example 3 As an object for processing were taken cylindrical samples with a diameter of 19.5 mm and a length of 40 mm, made of titanium alloy Ti-6Al-7Nb. For the initial surface, sandblasting with white electrocorundum with grain size F16 was carried out. The preforms were washed before oxidation using the VEGA-R technical detergent. The coating was formed over the entire area of the sample. To carry out the process, the initial electrolyte in Example 1 was diluted with distilled water in a ratio of 2 parts of electrolyte and 1 part of water, processing was carried out for 30 minutes. The average current density is 0.1 A / cm 2 .
  • Elemental composition (Weight.%): TU 2 - 35.7; CaO - 33.0; P 2 0 5 - 9.4; Si0 2 - 19.4; A1 2 0 3 - l, 0; Na 2 O -0.9.
  • Adhesion Shear Strength 31 MPa.
  • Example 4 As an object for processing were taken 3 samples in the form of disks with a diameter of 20 mm and a height of 5 mm with a total area of all samples of 28 cm, made of titanium grade VT 1-0. The surface of the samples was pre-ground with an abrasive sand grain size according to the FEPA P320 scale. The preforms were washed before oxidation using the VEGA-R technical detergent. The coating was formed over the entire area of the samples. For the process used the electrolyte of example 1, the processing was carried out for 10 minutes. The average current density is 0.1 A cm2. Characteristics of the resulting coating:
  • volumetric porosity 15% ⁇ 3%
  • Coating thickness 11 microns ⁇ 2 microns
  • Elemental composition (wt.%): Ti02 - 68.5; CaO - 7.4; P205 - 5.3; Si02 - 18.8.
  • Adhesion Shear Strength 31 MPa.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
  • Transplantation (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Inorganic Chemistry (AREA)
  • Dermatology (AREA)
  • Medicinal Chemistry (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Prostheses (AREA)
  • Materials For Medical Uses (AREA)

Abstract

Способ получения покрытий на элементах эндопротезов крупных суставов человека, выполненных из титана и его сплавов, относится к технологиям производства изделий медицинского назначения с улучшенной биологической совместимостью и может быть использован в масштабах серийного производства. Способ включает помещение имплантата в ванну с раствором электролита, содержащего ионы Са и Р, подключение имплантата и вспомогательного электрода к источнику питания. Электролит для обработки сплава ВТ 1-0 (Grade 2,3,4) готовят из расчета массы сухого вещества в граммах на литр состава: Са(ОН)2 - 1,6; Na2SiO35H2O - 8,0; Na2HPO412H2O - 5,0; а для обработки сплавов ВТ6 (Ti-6A1-4V) и Ti-6A1-7Nb исходный электролит, применяемый для титана марки ВТ1-0 (Grade 2,3,4), разбавляют дистиллированной водой в соотношении 2 части электролита и 1 часть воды. Микродуговое оксидирование проводят в течение 10-30 мин в мягком анодно-катодном режиме с синусоидальной формой тока плотностью 0,1±0,02 А/см2, причем на первой минуте используют анодный режим включения при соотношении анодного и катодного токов не менее 10:1. Для защиты не предназначенных для обработки частей элементов эндопротезов используют маскирующую изолирующую оснастку на основе поливинилсилоксанового силикона аддитивного отверждения. Техническим результатом изобретения является снижение средней плотности тока и использование мягкого анодно-катодного режима формирования биоактивных покрытий, что обеспечивает возможность групповой обработки элементов эндопротезов крупных суставов человека с получением пористого биоактивного стеклокерамического покрытия на всей или заданной поверхности элементов эндопротезов.

Description

СПОСОБ ФОРМИРОВАНИЯ БИОАКТИВНОГО ПОКРЫТИЯ НА ПОВЕРХНОСТИ ЭНДОПРОТЕЗОВ КРУПНЫХ СУСТАВОВ
Способ относится к технологиям производства изделий медицинского назначения. Предлагаемый способ формирования покрытий предназначен для реализации в масштабах серийного производства эндопротезов крупных суставов с улучшенной биологической совместимостью, которые применяют в операциях по замене пораженного сустава на искусственный в случае неизбежности хирургического пути решения проблемы. Цель формирования покрытий состоит в уменьшении риска отторжения протезов и снижении травматизма операций.
Использование бесцементной технологии имплантации эндопротезов в условиях здоровой кости позволяет сразу же получить первичную надежную фиксацию имплантата. Однако на примере многочисленных исследований было показано, что использование таких имплантатов без дополнительной модификации поверхности приводит к большому количеству ревизионного эндопротезирования вследствие возникновения асептического расшатывания, а также stress-shilding синдрома. Поэтому, на сегодняшний день актуальной проблемой эндопротезирования является выбор оптимального вида модифицирования поверхности имплантата.
На данный момент наиболее перспективным направлением является создание пористой биосовместимой поверхности методом микродугового оксидирования (МДО), получившим в последние годы широкое распространение. Он имеет ряд преимуществ: является относительно недорогим, экологичным, позволяет получать модифицированную поверхность с развитым микрорельефом, разветвленной системой пор и довольно высокой адгезией в системе металлическая основа/функциональный слой. Важно, что такой способ обработки имплантатов не оказывает негативного влияния на механические свойства металлической подложки, т.к. в процессе формирования покрытия высокотемпературное воздействие является кратковременным и локализовано на поверхности имплантата, погруженного в водный электролит. Помимо этого, метод позволяет повышать биоактивность модифицированной поверхности через изменение химического состава поверхности при использовании электролитов, содержащих кальций и фосфор.
Известен способ по патенту Р< 2385740 (Опубликовано 10.04.2010) «Биоактивное покрытие на имплантате из титана и способ его получения», позволяющий формировать биоактивное покрытие на имплантате из титана, обладающее высокой адгезией к поверхности имплантата и развитой шероховатой поверхностью, достаточной для успешной остеоинтеграции костной ткани и способ его получения. Биоактивное покрытие на имплантате из титана содержит кальций-фосфатные соединения и имеет многоуровневую пористую структуру с шероховатой поверхностью. Покрытие имеет толщину 10-40 мкм, общую пористость 35-45% со средним размером пор 3-8 мкм, шероховатость 2,5-5 мкм, адгезионную прочность 30-35 МПа. Покрытие содержит фосфаты кальция в рентгеноаморфном состоянии. Пескоструйную обработку проводят с использованием порошка окиси алюминия А120з или окиси кремния Si02 фракции 250- 380 мкм с получением шероховатости 1,5-5 мкм. Химическое травление проводят путем протравливания поверхности титанового имплантата в кислотном травителе, нагретом до температуры кипения, на основе соляной и серной кислот, следующего состава: 10 частей НС1 (30%) и 80 частей H2S04 (60%)) и 10 частей Н20, с формированием пор размером 1-2 мкм. Микро дуговое оксидирование проводят в анодном режиме при параметрах: напряжение 250-300 В, длительность импульса 50-100 мкс, и частота следования импульсов - 50-100 Гц, в течение 3-10 минут в водном растворе электролита на основе ортофосфорной кислоты, гидроксиапатита и карбоната кальция, следующего состава, мас.%: Н3Р04 - 20, Са10(РО )6(ОН)2 - 6, СаС03 - 9
Недостатком указанного способа является наличие стадии кислотного травления в кипящей смеси кислот, что переводит технологический процесс в разряд опасных химических производств и налагает ряд соответствующих требований и ограничений. Также необходимо отметить высокие концентрации химических веществ в составе электролита. Так, для обработки габаритного изделия (например, ножка тазобедренного протеза), потребуется емкость ванны с электролитом не менее 3-х литров, а количество гидроксиапатита для электролита - около 180 граммов, что в соответствии с рыночными ценами на него составит не менее 5 тыс. руб. на ванну. Кроме этого, гидроксиапатит кальция активно реагирует с ортофосфорной кислотой с вьщелением более кислых фосфатов кальция, таких как трикальцийфосфат, брушит и другие. В этом случае не понятен выбор авторов в пользу дорогостоящего гидроксиапатита в качестве исходного компонента, если при получении электролита он преобразуется в другие более доступные компоненты.
Известен также патент РФ >444376 С1 (Опубликовано: 10.03.2012), в котором описан способ нанесения биоактивного покрытия на титан и его сплавы при постоянном или импульсном токе напряжением 80-250 вольт в условиях искрового разряда с частотой следования импульсов 0,3-15,0 Гц в течение 10-40 мин. Процесс ведут в растворе фосфорной кислоты концентрацией 5-25% и серной кислоты концентрацией 5-10%, пересыщенном СаО растворе, и 5-10% суспензии гидроксилапатита дисперсностью менее 70 мкм в этом пересыщенном растворе. Затем поверхность имплантата перед введением в организм в течение 30-60 минут при температуре 20-37°С обрабатывают специальной средой, обладающей остеогенной и противомикробной активностью. Способ обеспечивает нанесение биоактивного нано- и микроструктурированного кальцийфосфатного покрытия на титановые имплантаты, обладающего повышенными остеокондуктивными, остеоиндуктивными свойствами и противомикробной активностью.
Недостатком указанного способа является высокое содержание кислот в электролите, которые нейтрализуются негашеной известью (СаО), а также высокое содержание дорогостоящего гидроксиапатита (5-10%). Смешение электролита приводит к выделению большого количества теплоты при гашении извести и ее реакции с кислотами. Технологически данная операция должна реализовываться с помощью специальных реакторов и требует дополнительных мер безопасности, что усложняет и приводит к удорожанию технологического процесса.
Известен способ из источника CN 103083099 А (опубл. 08.05.2013) «Матрица имплантата корня зуба, содержащая покрытие из кремния, кальция, фосфора и натрия, нанесенного с помощью микро-дугового оксидирования, и способ его получения»
Изобретение направлено на решение проблемы металлозов за счет покрытий, полученных на поверхности имплантатов путем микродугового оксидирования. Способ включает этап подготовки металлических заготовок, мойки и сушки, этап проведения микродугового оксидирования с целью получения микро-нано пористых био-покрытий для формирования имплантата корня зуба и заключительный этап отмывки от остатков электролита. Введение биологически активных элементов, таких как кремний, кальций, фосфор и натрий, являющихся основными компонентами биологического стекла, предназначено для сокращения сроков приживления.
Способ включает описание конструкции имплантата, состоящего из корневой части с покрытием, полученным методом микродугового оксидирования, и держателя, установленного в имплантате корня зуба посредством винта. Имплантат корня изготовлен из чистого титана марок ТА2, ТА4 или титанового сплава Т2448.
Микродуговая обработка проводится в электролите, содержащем силикат натрия, дигидрофосфат кальция, ацетат кальция, а2-ЭДТА и гидроксид натрия при подаче прямоугольных анодных импульсов напряжением 250+550 В, частотой 0,2-ЧкГц и скважностью 4-20%, в течение 5-15 мин.
К недостаткам указанного объекта можно отнести следующее. Подтверждение биоактивных свойств получаемых покрытий дается лишь косвенное (приведен только результат трехдневного теста в SBF моделирующей жидкости без использования in vivo или in vitro экспериментов). Как в реферате, так и в примерах, отсутствует информация и по таким важным параметрам получаемого покрытия как толщина, состав, пористость, адгезия и другим физико-химическим свойствам, которые могли бы свидетельствовать в пользу потенциальной возможности использования таких покрытий для реальных имплантатов. Кроме того, его невозможно использовать для обработки крупных имплантатов.
Наиболее близким по своим признакам, принятым за прототип, является способ формирования биоактивного покрытия, раскрытый в источнике US 2011/0218643 А1 (опубл. 08.09.2011), предназначенный для формирования покрытия на внутрикостных имплантатах из титана и титановых сплавов, что способствует повышению их биологической активности.
Имплантат помещают в ванну в раствор электролита, содержащего ионы Са и Р, а затем подключают к источнику питания. Также к источнику питания подключают вспомогательный электрод. Для охлаждения электролита используют теплообменник. Для формирования биоактивного покрытия между имплантатом и электродом прикладывают последовательность импульсов напряжения с чередованием полярности импульсов. На внутрикостной части имплантата формируется покрытие с толщиной от 10 до 30 мкм, пористой структурой с размерами пор от 0,5 до 10 мкм и содержащее от 10 до 30 мае. % гидроксиапатита.
Авторы утверждают, что высокое содержание Са, Р и кристаллических биологически активных соединений обеспечивает повышенные биоактивные свойства. В покрытии присутствует диоксид титана в виде кристаллитов анатаза и рутила размером 30-50 нм. Кроме того, высокий уровень пористости обеспечивает хорошую остеокондуктивность, в результате чего повышается адгезия кость-имплантат. Утверждается, что равномерная структура покрытия и врастание в него кости должно приводить к постепенному изменению механических свойств системы кость-имплантат, тем самым, исключая появление концентраторов напряжения и повышая сдвиговую прочность. Длительность импульсов напряжения в процессе обработки составляет 0,5-20 миллисекунд. Пауза между импульсами составляет менее 10 микросекунд. Длительность пауз сокращена для увеличения количества кальция и фосфора в покрытии. Амплитуда напряжения импульсов увеличивается постепенно до своих пиковых значений в течение первых 5 300 секунд, благодаря чему удается избежать высоких пиковых значений тока в начале процесса. Амплитуда положительных импульсов напряжения не должна превышать 500-550 В, а отрицательных - 100 В, так как перенапряжение вызывает протекание мощных разрядов в местах концентрации силовых линий электрического поля (краевые выступающие области). Электролит включает водный раствор ацетата кальция (0,05-0,2 моль/л) и фосфата натрия (0,025-0,1 моль/л).
Недостатком способа по прототипу является то, что он не может быть применен в производстве эндопротезов крупных суставов со значительной площадью поверхности, особенно в случае, когда проводится обработка партии образцов. Связано это с тем, что по предлагаемому способу используют жесткий импульсный режим формирования разряда при микродуговом оксидировании. При жестком режиме используют принудительное начало пробоя подачей напряжения, заведомо превышающего критическую величину, и принудительное окончание пробоя отключением напряжения. Ввиду этого средняя плотность тока через поверхность образца по предлагаемому способу может достигать 5А/см для импульсов положительной (анодной) полярности, особенно на начальном этапе. Площадь обрабатываемой поверхности только для одного элемента протеза тазобедренного сустава (впадины) может достигать 0,6 дм2, а средний анодный ток, соответственно, для обработки такой детали 300А. Для групповой обработки, допустим, четырех изделий этот параметр будет превышать уже 1000А. Обеспечение надежного электрического контакта для протекания токов таких значений станет существенным препятствием при подключении к источнику тока элементов эндопротезов стандартной конструкции и потребует ее доработки. Также необходимо отметить, что высокочастотные токи такой силы наводят значительные магнитные поля и создают помехи для электросети.В качестве примера в прототипе приведен образец с площадью всего 2x2 см2, обработка которого по данным приведенной осциллограммы требует в среднем за период (анодный+катодный импульсы) более 2 кВт мощности.
Задачей предлагаемого изобретения является разработка способа формирования биоактивного покрытия на поверхности эндопротезов крупных суставов человека с высокими физико-химическими свойствами и биохимической активностью методом микродугового оксидирования для применения в условиях серийного производства. Техническим результатом изобретения является снижение средней плотности тока и использование мягкого анодно-катодного режима формирования биоактивных покрытий, что обеспечивает возможность групповой обработки элементов эндопротезовкрупных суставов человека с получением пористого биоактивного стеклокерамического покрытия на всей или заданной поверхности элементов эндопротезов, изготовленных из наиболее применяемых титановых сплавов ВТ 1-0 (Grade 2,3,4), ВТ6 (Ti-6A1-4V) и Ti-6Al-7Nb.
Задачу решает предложенный способ получения покрытий на элементах эндопротезов крупных суставов человека, выполненных из титана и его сплавов, включающий помещение имплантата в ванну с раствором электролита, содержащего ионы Са и Р, подключение имплантата и вспомогательного электрода к источнику питания, охлаждение электролита теплообменником, отличающийся тем, что
- используют электролит на основе гидроксида кальция Са(ОН)2, метасиликата натрия пятиводного Na2Si03x5H20 и гидрофосфата натрия двузамещенного двенадцативодного Na2HP04>< 12Н20;
- электролит готовят следующим образом: растворяют полностью гидроксид кальция, добавляют метасиликат натрия и перемешивают до образования белого дисперсного взвешенного осадка, добавляют гидрофосфат натрия и перемешивают до полного его растворения;
- для обработки сплава ВТ1-0 (Grade 2,3,4) электролит готовят из расчета массы сухого вещества в граммах на литр состава: Са(ОН)2 - 1,6; Na2Si03><5H20 - 8,0; Na2HPO4xl2H2O - 5,0;
- для обработки сплавов ВТ6 (Ti-6A1-4V) и Ti-6Al-7Nb исходный электролит, применяемый для титана марки ВТ1-0 (Grade 2,3,4), разбавляют дистиллированной водой в соотношении 2 части электролита и 1 часть воды;
- для защиты не предназначенных для обработки частей элементов эндопротезов используют маскирующую изолирующую оснастку на основе поливинилсилоксанового силикона аддитивного отверждения, применение которого позволяет избежать негативных краевых эффектов и снижения качества покрытия на границе с маскирующей оснасткой;
- микро дуговое оксидирование проводят в течение 10-30 мин в мягком анодно- катодном режиме с синусоидальной формой тока плотностью 0,1 ±0,02 А/см за исключением начального этапа, когда на первой минуте используют анодный режим включения при соотношении анодного и катодного токов не менее 10:1. Заявленный технический результат достигается сочетанием состава электролита и электрических параметров микродугового оксидирования. Предлагаемые компоненты электролита являются источниками таких элементов как кальций, фосфор и кремний, которые в процессе окисления подложки с участием термического воздействия микродуговых разрядов формируют стеклокерамическое покрытие, отдельные области которого аналогичны биоактивному стеклу различного состава [HenchL.L., SplinterR.J., AllenW.C. andGreenleeT.K. (1971).Bonding Mechanism at the Interface of Ceramics Prosthetic Materials. J. Biomed. Mater. Res. Symp., 2: 117-141.;]. Содержание в электролите дисперсного осадка из смеси фосфатов и силикатов кальция во многом определяет насыщенность кальцием, фосфором и кремнием получаемого покрытия. Толщина получаемого покрытия при средней плотности тока 0,1 А/см2 может варьироваться от 10 до 35 мкм при временах обработки от 10 до 30 минут. Адгезионная прочность составляет не менее 30 МПа. При времени обработки свыше 30 минут можно получать более толстые покрытия, но при этом происходит ухудшение адгезионных свойств. Шероховатость покрытий находится в диапазоне Ra б мкм. При максимальном диаметре пор до 20 мкм основной вклад в пористость вносят поры от 1 до 10 мкм.
Для групповой обработки четырех изделий площадью по 0,6 дм2 каждое средний ток обработки будет составлять около 25А, тогда как при обработке четырех изделий такой же площади по прототипу этот параметр будет превышать уже 1000А.
Таким образом, заявленное изобретение соответствует условиям новизны, изобретательский уровень и промышленная применимость.
Изобретение характеризуют следующие графические материалы.
На фигуре 1 представлены результаты просвечивающей микроскопии, подтверждающие наличие аморфной стеклофазы в покрытии наряду с нанодисперсными кристаллитами оксида титана.
На фигуре 2 представлен элементный состав дисперсного осадка в электролите, который принимает участие в формировании покрытия, полученный методом энерго- дисперсионного анализа;
На фигуре 3 приведен график с изображением характерной для предлагаемого процесса осциллограммой напряжения и тока при длительности обработки 10 минут для образца площадью 10 см2'. Как видно из графика, максимальный ток не превышает 4 А, а в прототипе - свыше 25А для образца с площадью 4 см2. Средний же ток за период составляет около 1 А против 10 А по прототипу. На фигуре 4 представлен внешний вид элемента протеза тазобедренного сустава - впадина бесцементной фиксации типоразмера 58С, изготовленная из технически чистого титана марки ВТ 1-0 с покрытием, полученным по примеру 1.
На фигуре 5 представлен внешний вид элемента протеза тазобедренного сустава - ножка БЦФ-143, изготовленная из титанового сплава ВТ6 (Ti-6A1-4V) с покрытием, полученным по по примеру 2.
На фигуре 6 представлено изображение фрагмента остеоидной ткани (внизу) выросшей на поверхности имплантата ВТ6 с покрытием, окруженный волокнами рыхлой соединительной ткани (вверху). Анализ гистологических препаратов проводился стандартными методами световой микроскопии тонких срезов.
Примеры конкретного выполнения.
Пример 1. В качестве изделия для обработки взят элемент протеза тазобедренного сустава - впадина бесцементной фиксации типоразмера 58С, изготовленная из технически чистого титана марки ВТ 1-0. Для исходной поверхности проведена пескоструйная обработка белым электрокорундом зернистостью F16 по ГОСТ Р 52381- 2005. Отмывка изделий перед оксидированием проводилась с использованием технического моющего средства ВЕГА-Р. С помощью силикона ElitDouble 22 фирмы Zhermack изготавливали изолирующую оснастку. Процесс проводили в электролите Са(ОН)2 - 1,6 г/л; Na2Si03x5H20 - 8,0 г/л; Na2HP04*12H20 - 5,0 г/л в течение 30 минут. Средняя плотность тока составила 0,1 А см2.
Характеристики полученного покрытия:
Объемная пористость: 12%±2%
Толщина покрытия: 17,7 мкм±1,7 мкм
Шероховатость Ra=2,4 мкм±0,5 мкм
Элементный состав (Вес.%): ТЮ2- 52,2; СаО - 12,3; Р205 - 3,9; Si02 - 30,5; Na20
- 1Д.
Адгезионная прочность на сдвиг: 32 МРа
Пример 2. В качестве изделия для обработки взят элемент протеза тазобедренного сустава - ножка БЦФ-143, изготовленная титанового сплава ВТ6 (Ti-6A1-4V). Для исходной поверхности проведена пескоструйная обработка белым электрокорундом зернистостью F16. Отмывка изделий перед оксидированием проводилась с использованием технического моющего средства ВЕГА-Р. С помощью силикона ElitDouble 22 фирмы Zhermack изготавливали изолирующую оснастку. Для проведения процесса исходный электролит по примеру 1 разбавили дистиллированной водой в соотношении 2 части электролита и 1 часть воды, обработку проводили в течение 30 минут. Средняя плотность тока - 0,1 А/см2.
Характеристики полученного покрытия:
Объемная пористость: 13%±2%
Толщина покрытия: 19,7 мкм±6,5 мкм
Шероховатость Ra=3,5 мкм±0,5 мкм
Элементный состав (Вес.%): ТЮ2 - 32,0; СаО - 35,6; Р205 - 8,6; Si02 - 21,6; А1203 - 0,9; Na2O - l,3.
Адгезионная прочность на сдвиг: 34 МРа.
Пример 3. В качестве объекта для обработки были взяты цилиндрические образцы диаметром 19,5 мм и длиной 40 мм, изготовленные из титанового сплава Ti-6Al-7Nb. Для исходной поверхности проведена пескоструйная обработка белым электрокорундом зернистостью F16. Отмывка заготовок перед оксидированием проводилась с использованием технического моющего средства ВЕГА-Р. Формирование покрытия проводили на всей площади образца. Для проведения процесса исходный электролит по примеру 1 разбавили дистиллированной водой в соотношении 2 части электролита и 1 часть воды, обработку проводили в течение 30 минут. Средняя плотность тока - 0,1 А/см2.
Характеристики полученного покрытия:
Объемная пористость: 11%±2%;
Толщина покрытия: 34,2 мкм±7,6 мкм;
Шероховатость Ra=5,8 мкм±0,5 мкм;
Элементный состав (Вес.%): ТЮ2 - 35,7; СаО - 33,0; Р205 - 9,4; Si02 - 19,4; А1203 - l,0; Na2O -0,9.
Адгезионная прочность на сдвиг: 31 МРа.
Пример 4. В качестве объекта для обработки были взяты 3 образца в виде дисков диаметром 20 мм и высотой 5 мм с общей площадью всех образцов 28 см , изготовленные из титана марки ВТ 1-0. Поверхность образцов предварительно шлифована абразивной шкуркой зернистостью по шкале FEPA Р320. Отмывка заготовок перед оксидированием проводилась с использованием технического моющего средства ВЕГА-Р. Формирование покрытия проводили на всей площади образцов. Для проведения процесса использовали электролит по примеру 1, обработку проводили в течение 10 минут. Средняя плотность тока - 0,1 А см2. Характеристики полученного покрытия:
Объемная пористость: 15%±3%;
Толщина покрытия: 11 мкм±2 мкм;
Шероховатость Ra=l,7 мкм±0,4 мкм;
Элементный состав (Вес.%): Ti02 - 68,5; СаО - 7,4; Р205 - 5,3; Si02 - 18,8.
Адгезионная прочность на сдвиг: 31 МРа.
Для оценки процессов остеокондуктивной и остеоиндуктивной активности биоактивного покрытия на титановом сплаве ВТ6, полученном по предлагаемому способу, проводился in vivo эксперимент по методике «Эктопический остеогенез» [И.А. Хлусов, А.В. Карлов, И.В. Суходоло. Генез костной ткани на поверхности имплантатов для остеосинтеза. Гений ортопедии, 2003. -N З.-С.16-26]. Клетки сингенного костного мозга, взятого из бедренной кости подопытных животных, в стерильных условиях наносили на мини имплантаты и культивировали в течение 45 мин в культуральной среде. В качестве контрольных были взяты имплантаты из аналогичного сплава без покрытия с шлифованной поверхностью. Затем производили инокуляцию имплантатов под кожу животных (крыс). В итоге 2-х месячного периода подкожной имплантации признаков воспалительной реакции и инфекционного заражения тканей не наблюдалось. Высокая биосовместимость отмечалась как для имплантатов из сплава ВТ6 с покрытием, так и без покрытия. Однако имплантаты без покрытия подверглись большей инкапсуляции по сравнению с имплантатами с покрытиями, что свидетельствует о худшей реакции организма на внедрение первых. В ходе гистологического исследования тканевых образований, выросших из клеток костного мозга на имплантатах, было выявлено, что в подопытной группе на имплантатах с покрытиями четко определяется остеоидная ткань. Ее доля на поверхности образцов составила 30%, фиброзная соединительная ткань - 70% (фиг. 6). Образцы из сплава ВТ6 без покрытия содержали только фиброзную соединительную ткань. Данный in vivo эксперимент подтверждает остеогенные свойства покрытия, полученного по предлагаемому способу.

Claims

Формула
1. Способ получения покрытий на элементах эндопротезов крупных суставов, выполненных из титана и его сплавов, включающий помещение имплантата в ванну с раствором электролита, содержащего ионы Са и Р, подключение имплантата и вспомогательного электрода к источнику питания, охлаждение электролита теплообменником, отличающийся тем, что готовят электролит для чего растворяют в дистилированной воде гидроксид кальция Са(ОН)2, затем добавляют метасиликат натрия пятиводного Na2SiO3x5H20 и перемешивают до образования белого дисперсного взвешенного осадка, затем добавляют двузамещенный двенадцативодный гидрофосфат натрия Na2HP04xl2H20 и перемешивают до полного его растворения, причем для обработки сплава ВТ1-0 (Grade 2,3,4) электролит готовят из расчета массы сухого вещества в граммах на литр состава: Са(ОН)2 - 1,6; Na2Si03 <5H20 - 8,0; Na2HP04><12H20 - 5,0; а для обработки сплавов ВТ6 (Ti-6A1-4V) и Ti-6Al-7Nb исходный электролит, применяемый для титана марки ВТ1-0 (Grade 2,3,4), разбавляют дистиллированной водой в соотношении 2 части электролита и 1 часть воды; микродуговое оксидирование проводят в течение 10-30 мин в мягком ано дно-катодном режиме с синусоидальной формой тока плотностью 0,1 ±0,02 А/см2, причем на первой минуте используют анодный режим включения при соотношении анодного и катодного токов не менее 10:1.
2. Способ получения покрытий на элементах эндопротезов крупных суставов человека, выполненных из титана и его сплавов, по п.1 отличающийся тем, что для защиты не предназначенных для обработки частей элементов эндопротезов используют маскирующую изолирующую оснастку на основе поливинилсилоксанового силикона аддитивного отверждения.
PCT/RU2015/000933 2015-06-11 2015-12-28 Способ формирования биоактивного покрытия на поверхности эндопротезов крупных суставов WO2016200288A1 (ru)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
IL255808A IL255808B (en) 2015-06-11 2017-11-21 Method for forming a bioactive coating on the surface of major joint endoprostheses

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
RU2015122349 2015-06-11
RU2015122349/15A RU2598626C1 (ru) 2015-06-11 2015-06-11 Способ формирования биоактивного покрытия на поверхности эндопротезов крупных суставов

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2016200288A1 true WO2016200288A1 (ru) 2016-12-15

Family

ID=57018464

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/RU2015/000933 WO2016200288A1 (ru) 2015-06-11 2015-12-28 Способ формирования биоактивного покрытия на поверхности эндопротезов крупных суставов

Country Status (3)

Country Link
IL (1) IL255808B (ru)
RU (1) RU2598626C1 (ru)
WO (1) WO2016200288A1 (ru)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN110151364A (zh) * 2019-07-01 2019-08-23 广东省新材料研究所 一种髋关节假体柄结构及其制备方法
CN113500194A (zh) * 2021-06-17 2021-10-15 西安理工大学 一种有序多级孔结构钽骨植入体的制备方法

Families Citing this family (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2630578C1 (ru) * 2016-10-31 2017-09-11 федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования "Пермский национальный исследовательский политехнический университет" Способ модифицирования поверхности титановых имплантатов

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2385740C1 (ru) * 2008-09-17 2010-04-10 Учреждение Российской Академии Наук Институт Физики Прочности И Материаловедения Сибирского Отделения Ран (Ифпм Со Ран) Биоактивное покрытие на имплантате из титана и способ его получения
RU2423150C1 (ru) * 2009-11-23 2011-07-10 Государственное образовательное учреждение высшего профессионального образования "Томский политехнический университет" Кальций-фосфатное биологически активное покрытие на имплантате и способ его нанесения
US20110218643A1 (en) * 2007-10-25 2011-09-08 Aleksey Yerokhin Method of Forming a Bioactive Coating

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20110218643A1 (en) * 2007-10-25 2011-09-08 Aleksey Yerokhin Method of Forming a Bioactive Coating
RU2385740C1 (ru) * 2008-09-17 2010-04-10 Учреждение Российской Академии Наук Институт Физики Прочности И Материаловедения Сибирского Отделения Ран (Ифпм Со Ран) Биоактивное покрытие на имплантате из титана и способ его получения
RU2423150C1 (ru) * 2009-11-23 2011-07-10 Государственное образовательное учреждение высшего профессионального образования "Томский политехнический университет" Кальций-фосфатное биологически активное покрытие на имплантате и способ его нанесения

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN110151364A (zh) * 2019-07-01 2019-08-23 广东省新材料研究所 一种髋关节假体柄结构及其制备方法
CN113500194A (zh) * 2021-06-17 2021-10-15 西安理工大学 一种有序多级孔结构钽骨植入体的制备方法
CN113500194B (zh) * 2021-06-17 2023-06-20 西安理工大学 一种有序多级孔结构钽骨植入体的制备方法

Also Published As

Publication number Publication date
RU2598626C1 (ru) 2016-09-27
IL255808A (en) 2018-01-31
IL255808B (en) 2021-02-28

Similar Documents

Publication Publication Date Title
Sasikumar et al. Surface modification methods for titanium and its alloys and their corrosion behavior in biological environment: a review
Wang et al. Review of the biocompatibility of micro-arc oxidation coated titanium alloys
Kato et al. Bonding of alkali‐and heat‐treated tantalum implants to bone
Dorozhkin Calcium orthophosphate coatings on magnesium and its biodegradable alloys
Yan et al. Bonding of chemically treated titanium implants to bone
US8057657B2 (en) Treatment of an osteointegrative interface
Saleh et al. Biodegradable/biocompatible coated metal implants for orthopedic applications
CN101138652A (zh) 一种高生物活性表面多孔种植体复合材料制备方法
He et al. In Vivo Effect of Titanium Implants with Porous Zinc-Containing Coatings Prepared by Plasma Electrolytic Oxidation Method on Osseointegration in Rabbits.
Kokubo et al. Growth of novel ceramic layers on metals via chemical and heat treatments for inducing various biological functions
RU2598626C1 (ru) Способ формирования биоактивного покрытия на поверхности эндопротезов крупных суставов
Fouziya et al. Surface modifications of titanium implants–The new, the old, and the never heard of options
Ma et al. Histological evaluation and surface componential analysis of modified micro‐arc oxidation‐treated titanium implants
Allegrini Jr et al. Biologic response to titanium implants with laser-treated surfaces.
Singh Surface treatment of dental implants: A review
Layrolle 1.112-Calcium Phosphate Coatings
EP1515759B1 (en) An osteointegrative interface for implantable prostheses and method for its manufacture
Ellingsen et al. Increasing biocompatibility by chemical modification of titanium surfaces
Tamilselvi et al. In vitro and in vivo studies of alkali‐and heat‐treated ti‐6al‐7nb and ti‐5al‐2nb‐1ta alloys for orthopedic implants
WO2007069532A1 (ja) 骨親和性インプラント及びその製造方法
Choi et al. Maxillofacial bioceramics in tissue engineering: Production
Melilli et al. SURFACE TREATMENTS FOR TITANIUM IMPLANTS.
KR100453289B1 (ko) 임프란트 표면 처리용 전해질 용액 및 상기 전해질 용액을이용한 임프란트 표면 처리 방법
Bhat et al. Surface topography of dental implants
Dorozhkin Surface modification of magnesium and its biodegradable alloys by calcium orthophosphate coatings to improve corrosion resistance and biocompatibility

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 15895074

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 255808

Country of ref document: IL

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 2017/1157.1

Country of ref document: KZ

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: A20170459

Country of ref document: BY

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 15895074

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1