способ получения кальцийфосфатного покрытия на имплантате из биоинертного материала (варианты)

Формула изобретения

1. Способ получения кальцийфосфатного покрытия на имплантате из биоинертного материала, состоящий в распылении мишени, содержащей гидроксиапатит Са₁₀(PO₄)₆(ОН) ₂, в плазме высокочастотного разряда в вакуумной камере в атмосфере аргона, отличающийся тем, что в качестве биоинертного материала используют наноструктурированный титан марки ВТ1-0 со структурированным поверхностным слоем, а покрытие формируют в плазме ВЧ-магнетронного разряда мощностью 150-250 Вт, при давлении аргона в камере 0,25-1,5 Па в течение 20-300 мин, при этом расстояние от мишени до поверхности имплантата 45-60 мм.

2. Способ по п.1, отличающийся тем, что структурированный поверхностный слой имплантата получают с помощью пескоструйной обработки и последующего химического травления.

3. Способ по п.2, отличающийся тем, что пескоструйную обработку поверхности имплантата проводят с использованием порошка окиси алюминия Al₂O₃ или окиси кремния SiO₂ фракции 250-380 мкм с получением шероховатости 1,5-5 мкм.

4. Способ по п.2, отличающийся тем, что химическое травление проводят путем протравливания поверхности имплантата в кислотном травителе, нагретом до температуры кипения, на основе соляной и серной кислот следующего состава: 10 частей HCl (30%), 80 частей H₂SO₄ (60%) и 10 частей Н₂О с формированием пор размером 1-2 мкм.

5. Способ по п.1, отличающийся тем, что перед формированием покрытия проводят ионную очистку поверхности имплантата в вакууме в среде инертного и/или реакционного газов, например аргона, кислорода.

6. Способ по п.1, отличающийся тем, что покрытие формируют толщиной 0,2-1,0 мкм и содержит фосфаты кальция, атомы и ионы элементов, входящих в биоинертный материал имплантата.

7. Способ получения кальцийфосфатного покрытия на имплантате из биоинертного материала, состоящий в распылении мишени, содержащей гидроксиапатит Са₁₀(PO₄)₆(ОН) ₂, в плазме высокочастотного разряда в вакуумной камере в атмосфере аргона, отличающийся тем, что в качестве биоинертного материала используют металлокерамику на основе стабилизированного диоксида циркония, а покрытие формируют в плазме ВЧ-магнетронного разряда мощностью 150-250 Вт, при давлении аргона в камере 0,25-1,5 Па в течение 20-300 мин, при этом расстояние от мишени до поверхности имплантата 45-60 мм.

8. Способ по п.7, отличающийся тем, что перед формированием покрытия проводят ионную очистку поверхности имплантата в вакууме в среде инертного и/или реакционного газов, например аргона, кислорода.

9. Способ по п.7, отличающийся тем, что покрытие формируют толщиной 0,2-1,0 мкм и оно содержит фосфаты кальция, атомы и ионы элементов, входящих в биоинертный материал имплантата.

Описание изобретения к патенту

Изобретение относится к области биоматериалов для медицины, а именно для травматологии, стоматологии, ортопедии, реконструктивно-восстановительной хирургии и др.

Известен способ получения на подложке кальцийфосфатного покрытия (патент РФ № 2372101 C1, A61L 27/32, С30В 23/02, С30В 29/10, В82В 3/00, опубл. 10.11.2009), включающий высокочастотное магнетронное распыление мишени из гидроксиапатита Са₁₀(РO₄) ₆(ОН)₂ в течение 15-150 мин с использованием в качестве рабочего газа аргона при его давлении в рабочей камере 0,1 Па. При этом осаждение покрытия проводят на подложку, размещенную над кольцевой областью прикатодного пространства магнетрона, где силовыми линиями магнитного поля магнетрона локализована плазма высокочастотного разряда и воздействие заряженных частиц на подложку максимально, при удельной мощности высокочастотного разряда 50 Вт·см^-2, что обеспечивает формирование состава покрытия, соответствующего составу стехиометрического гидроксиапатита Са₁₀(РO₄)₆(ОН) ₂. При использовании способа происходит активизация кристаллизации покрытия в процессе его роста с образованием конечной фазы, соответствующей составу мишени.

Недостатком известного изобретения является то, что в силу большой неоднородности потока распыляемых частиц (место напыления над и вне зоны эрозии мишени), заявленный способ не позволяет получить равномерно распределенное по поверхности изделия однородное кальцийфосфатное покрытие на реальных имплантатах с габаритом в несколько сантиметров.

Известен способ получения кальцийфосфатного покрытия на образце (патент РФ № 2400423 C1, C01B 25/32, A61L 27/1, опубл. 27.10.2010), который включает распыление мишени из стехиометрического гидроксиапатита - Са₁₀(РО)₆(ОН)₂ (Са/Р=1,67) в вакуумной камере в атмосфере аргона, а покрытие получают при плотности мощности высокочастотного разряда от 0,1 до 1 Вт/см ², давлении аргона от 0,1 до 1 Па, отрицательном смещении на подложкодержателе от 0 до 100 В, расположении образцов и в области эрозии мишени и вне области эрозии мишени при времени формирования покрытия от 15 до 180 мин.

Недостатком известного изобретения является то, что магнетронное напыление в данном способе предполагает отрицательное смещение на подложкодержателе (90-100 В) для увеличения концентрации кальция в покрытии, что не эффективно при конденсации покрытия на подложки, изготовленные из диэлектрических материалов, в том числе на керамику из диоксида циркония.

Известен способ получения кальцийфосфатных микро/наноструктур на образце (патент РФ № 2421245 C1, A61L 27/12, A61F 2/02, опубл. 20.06.2011), который включает распыление мишени из гидроксиапатита - Са ₁₀(РО)₆(ОН)₂ в вакуумной камере в атмосфере или аргона, или кислорода на расстоянии между мишенью и подложкодержателем в интервале от 40 до 50 мм, а микро/наноструктуры получают при плотности мощности высокочастотного разряда от 0,1 до 0,5 Вт/см², давлении или аргона, или кислорода от 0,1 до 1 Па, отрицательном смещении на подложкодержателе от 90 до 100 В при времени формирования от 15 до 180 мин. Изобретение направлено на расширение арсенала средств и может быть использовано в стоматологии, травматологии и ортопедии.

Недостатком известного изобретения является то, что магнетронное напыление в этом способе также предполагает отрицательное смещение на подложкодержателе (90-100 В) для увеличения концентрации кальция в покрытии, что неэффективно при конденсации покрытия на подложки, изготовленные из диэлектрических материалов, в том числе на керамику из диоксида циркония.

Задачей изобретения является разработка способа получения кальцийфосфатного покрытия на имплантате, обладающего повышенной долговечностью в условиях циклических нагрузок, присущих костям живого организма, уменьшение сроков его интеграции с тканями биообъекта.

Поставленная задача достигается тем, что способ получения кальцийфосфатного покрытия на имплантате из биоинертного материала, заключающийся в распылении мишени, содержащей гидроксиапатит Са₁₀(РO₄) ₆(ОН)₂, в плазме высокочастотного разряда в вакуумной камере в атмосфере аргона, при этом в качестве биоинертного материала используют наноструктурированный титан марки ВТ 1-0 со структурированным поверхностным слоем, а покрытие формируют в плазме ВЧ-магнетронного разряда мощностью 150-250 Вт, при давлении аргона в камере 0,25-1,5 Па в течение 20-300 мин, при этом расстояние от мишени до поверхности имплантата 45-60 мм.

Структурированный поверхностный слой титанового имплантата получают с помощью пескоструйной обработки и последующего химического травления.

Пескоструйную обработку поверхности титанового имплантата проводят с использованием порошка окиси алюминия Аl₂О₃ или окиси кремния SiO ₂ 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 НСl (30%), 80 частей H₂SO₄ (60%) и 10 частей Н₂О с формированием пор размером 1-2 мкм.

Поставленная задача достигается также тем, что способ получения кальцийфосфатного покрытия на имплантате из биоинертного материала, заключающийся в распылении мишени, содержащей гидроксиапатит Са₁₀(РO₄) ₆(ОН)₂ в плазме высокочастотного разряда в вакуумной камере в атмосфере аргона, при этом в качестве биоинертного материала используют металлокерамику на основе стабилизированного диоксида циркония, а покрытие формируют в плазме ВЧ-магнетронного разряда мощностью 150-250 Вт, при давлении аргона в камере 0,25-1,5 Па в течение 20-300 мин, при этом расстояние от мишени до поверхности имплантата 45-60 мм.

Перед формированием покрытия проводят ионную очистку поверхности имплантата из наноструктурированного титана марки ВТ 1-0 или металлокерамики на основе стабилизированного диоксида циркония в вакууме в среде инертного и/или реакционного газов, например аргона, кислорода.

Покрытие формируется толщиной 0,2-1,0 мкм и содержит фосфаты кальция, атомы и ионы элементов, входящих в биоинертный материал имплантата.

Сущность изобретения заключается в том, что на имплантат из биоинертного материала наносят путем распыления мишени, содержащей гидроксиапатит Са₁₀(РO₄)₆(ОН)₂, в вакуумной камере в атмосфере аргона, при этом покрытие на имплантате формируют в плазме ВЧ-магнетронного разряда мощностью 150-250 Вт, при рабочем давлении аргона в камере 0,25-1,5 Па в течение 20-300 мин, расстояние от мишени до имплантата 45-60 мм.

Выбранные диапазоны параметров ВЧ-магнетронного процесса обеспечивают стабильные и контролируемые физико-механические свойства формируемых кальцийфосфатных покрытий на поверхности имплантата в течение продолжительного времени без деградации зоны эрозии мишени. Это, в свою очередь, приводит к формированию более однородного по элементному составу и физико-механическим характеристикам покрытия на образцах различной формы и размера.

В первом варианте изобретения в качестве биоинертного материала имплантата используют наноструктурированный титан марки ВТ 1-0. Во втором варианте изобретения в качестве биоинертного материала имплантата используют металлокерамику на основе стабилизированного диоксида циркония, желательно, с распределением пор материала по размерам в интервалах от 50 до 100 мкм и от 5 до 10 мкм, сформированных в процессе ее спекания.

Исследованный, в первом варианте способа, в качестве биоинертного материала имплантата наноструктурированный титан марки ВТ 1-0 обладает высокой прочностью, стойкостью в биологических условиях и при знакопеременных нагрузках. Исследования влияния шероховатости, полученной после пескоструйной обработки, на адгезионные характеристики покрытий показали, что с ростом шероховатости увеличивается прочность сцепления покрытия с титановыми имплантатами. Это объясняется в первую очередь увеличением истинной поверхности шероховатых титановых имплантатов.

Поэтому на имплантате из наноструктурированного титана марки ВТ 1-0 перед нанесением кальцийфосфатного покрытия авторы предлагают получить структурированный поверхностный слой, желательно, с формированием размеров пор 1-2 мкм и шероховатостью 1,5-5 мкм.

Структурированный поверхностный слой имплантата из наноструктурированного титана марки ВТ 1-0 перед нанесением кальцийфосфатного покрытия получают, например, с помощью пескоструйной обработки и последующего химического травления. Эксперименты показали, что пескоструйную обработку поверхностного слоя имплантата из наноструктурированного титана марки ВТ 1-0 лучше проводить с использованием порошка окиси алюминия Аl₂О₃ или окиси кремния SiO₂ фракции 250-380 мкм с получением шероховатости 1,5-5 мкм.

Последующее химическое травление поверхностного слоя имплантата из наноструктурированного титана марки ВТ 1-0 проводят путем протравливания поверхности титанового имплантата в кислотном травителе, нагретом до температуры кипения, на основе соляной и серной кислот, следующего состава: 10 частей НСl (30%), 80 частей H₂SO₄ (60%) и 10 частей Н₂О, с формированием пор размером 1-2 мкм.

Вышеуказанные параметры структурированного поверхностного слоя имплантата из наноструктурированного титана марки ВТ 1-0 дают высокую адгезию нанесенного на него путем распыления мишени, содержащей гидроксиапатит Са₁₀(РO₄ )₆(ОН)₂, в плазме высокочастотного разряда в вакуумной камере в атмосфере аргона кальцийфосфатного покрытия.

Развитая пористая структура поверхностного слоя имплантата имеет стабильные показатели биоактивности при контакте с живой тканью и значительно возрастает при наличии в микрорельефе поверхности естественных для организма фосфатов кальция.

Прочность наноструктурированного титана марки ВТ 1-0 при циклических нагрузках высока и не уступает высокопрочным титановым сплавам, содержащим при этом вредные для организма легирующие элементы.

Напыление фосфатов кальция в плазме ВЧ-магнетронного разряда приводит к упрочнению поверхностного слоя имплантата, как за счет самого покрытия, так и за счет температурно-диффузионных процессов, стабилизирующих структуру основы, в том числе пористую. В частности микротвердость поверхности титана ВТ 1-0 в наноструктурированном состоянии с кальцийфосфатным покрытием более чем в три раза превышает исходную и достигает 15 ГПа.

Во втором варианте изобретения в качестве биоинертного материала имплантата используют металлокерамику на основе стабилизированного диоксида циркония, желательно, с распределением пор материала по размерам в интервалах от 50 до 100 мкм и от 5 до 10 мкм, полученных в процессе ее спекания.

На представленной фигуре изображены оптические фотографии кальцийфосфатных покрытий на металлокерамике на основе стабилизированного диоксида циркония после скретч-теста, где: а) «рыхлые» кальцийфосфатные покрытия; б) «плотные» кальцийфосфатные покрытия.

Предлагаемый способ позволяет формировать как плотные, так и более рыхлые кальцийфосфатные покрытия (см. чертеж) с отношением Са/Р, находящемся в интервале 0,7-1,67.

Совместное соосаждение атомов и ионов фосфатов кальция и элементов, входящих в состав биоинертного материала имплантата, также обеспечивает прочность сцепления покрытия с биоинертным материалом имплантата при конденсации покрытия, в том числе внутри пор.

Толщина кальцийфосфатного покрытия в 0,2-1,0 мкм достаточна для придания остеокондуктивных и остеоиндуктивных свойств биоинертным поверхностям наноструктурированного титана и металлокерамики на основе стабилизированного диоксида циркония.

Проведенные исследования адгезионных свойств кальцийфосфатных покрытий с использованием метода склерометрии (скретч-теста) показали, что покрытия имеют высокую адгезию к материалу имплантата 25-300 МПа.

Повышение вязкости разрушения при циклических нагрузках металлокерамики на основе стабилизированного диоксида циркония достигается стабилизацией ее соответствующими интерметаллидами, оксидами до значений, удовлетворяющих практике применения в биоимплантологии.

Примеры реализации изобретения:

Пример 1.

В качестве образца имплантата использовали пластины из наноструктурированного титана марки ВТ1-0, полученного интенсивной пластической деформацией, а именно методом abc-прессования с последующей прокаткой. Поверхность пластины подвергали шлифованию с помощью абразивных материалов до Ra <1,0 мкм (выше 7 класса по ГОСТ 2789-73). Шероховатость поверхности определялась на профилометре «Профилометр-296» по Ra (ГОСТ 2789-73). Для создания шероховатой поверхности титановой пластины применялась пескоструйная воздушно-абразивная обработка с использованием пескоструйного аппарата пневматического действия АПС-22. Пескоструйную обработку проводили с использованием порошка окиси алюминия Аl₂О₃ фракции 250-380 мкм с получением оптимальной шероховатости 1,5-5 мкм.

Последующее химическое протравливание проводилось в кислотном травителе на основе соляной и серной кислот, следующего состава: 10 частей НСl (30%), 80 частей H₂SO₄ (60%) и 10 частей Н₂O, нагретом до температуры кипения, с формированием пор размером 1-2 мкм.

После пескоструйной обработки и химического протравливания для очистки поверхности пластины титановых имплантатов помещались в ультразвуковую мойку Elmasonic 515H.

Непосредственно перед напылением проводили ионную очистку поверхности пластин в вакууме в среде кислорода.

Пластины размещали в вакуумной камере установки на расстоянии 50 мм от мишени из гидроксиапатита. С помощью системы откачки производили откачку вакуумной камеры до давления 0,01 Па. Напускали в камеру аргон до установления давления 0,25 Па. Затем включали ВЧ-генератор мощностью 200 Вт. Длительность формирования биоактивного слоя составляла 20 мин. Толщина биоактивного кальцийфосфатного слоя составляла 0,2 мкм.

Пример 2.

В качестве образца имплантата использовали пластины из наноструктурированного титана марки ВТ 1-0, полученного интенсивной пластической деформацией, а именно методом abc-прессования с последующей прокаткой. Поверхность пластины подвергали шлифованию с помощью абразивных материалов до Ra <1,0 мкм (выше 7 класса по ГОСТ 2789-73). Шероховатость поверхности определялась на профилометре «Профилометр-296» по Ra (ГОСТ 2789-73). Для создания шероховатой поверхности титановой пластины применялась пескоструйная воздушно-абразивная обработка с использованием пескоструйного аппарата пневматического действия АПС-22. Пескоструйную обработку проводили с использованием порошка окиси алюминия Аl₂О₃ фракции 250-380 мкм с получением оптимальной шероховатости 1,5-5 мкм.

Последующее химическое протравливание проводилось в кислотном травителе на основе соляной и серной кислот следующего состава: 10 частей НСl (30%), 80 частей Н₂SO₄ (60%) и 10 частей Н₂O, нагретом до температуры кипения, с формированием пор размером 1-2 мкм

После пескоструйной обработки и химического протравливания для очистки поверхности пластины титановых имплантатов помещались в ультразвуковую мойку Elmasonic 515H.

Непосредственно перед напылением проводили ионную очистку поверхности пластин в вакууме в среде аргона и кислорода.

Пластины размещали в вакуумной камере ВЧ-магнетронной установки на расстоянии 60 мм от мишени из гидроксиапатита. С помощью системы откачки производили откачку вакуумной камеры до давления 0,01 Па. Напускали в камеру аргон до установления давления 1,5 Па. Затем включали ВЧ-генератор мощностью 250 Вт. Длительность формирования биоактивного слоя составляла 300 мин. Толщина биоактивного слоя составляла 1,0 мкм.

Пример 3.

В качестве образца имплантата использовали пластины из наноструктурированного титана марки ВТ 1-0, полученного интенсивной пластической деформацией, а именно методом abc-прессования с последующей прокаткой. Поверхность пластины подвергали шлифованию с помощью абразивных материалов до Ra<1,0 мкм (выше 7 класса по ГОСТ 2789-73). Шероховатость поверхности определялась на профилометре «Профилометр-296» по Ra (ГОСТ 2789-73). Для создания шероховатой поверхности титановой пластины применялась пескоструйная воздушно-абразивная обработка с использованием пескоструйного аппарата пневматического действия АПС-22.

Пескоструйную обработку проводили с использованием порошка окиси кремния SiO₂ фракции 250-380 мкм с получением оптимальной шероховатости 1,5-5 мкм.

Последующее химическое протравливание проводилось в кислотном травителе на основе соляной и серной кислот, следующего состава: 10 частей НСl (30%), 80 частей H₂SO₄ (60%) и 10 частей H₂O, нагретом до температуры кипения, с формированием пор размером 1-2 мкм.

После пескоструйной обработки и химического протравливания для очистки поверхности пластины титановых имплантатов помещались в ультразвуковую мойку Elmasonic 515H.

Непосредственно перед напылением проводили ионную очистку поверхности пластин в вакууме в среде аргона.

Пластины размещали в вакуумной камере ВЧ-магнетронной установки на расстоянии 45 мм от мишени из гидроксиапатита. С помощью системы откачки производили откачку вакуумной камеры до давления 0,01 Па. Напускали в камеру аргон до установления давления 0,9 Па. Затем включали ВЧ-генератор мощностью 150 Вт. Длительность формирования биоактивного слоя составляла 150 мин. Толщина биоактивного слоя составляла 0,6 мкм.

Пример 4.

В качестве образца имплантата использовали диск из металлокерамики на основе диоксида циркония, стабилизированного оксидом иттрия, с распределением пор материала по размерам в интервалах от 50 до 100 мкм и от 5 до 10 мкм, сформированным в процессе спекания.

Непосредственно перед напылением проводили ионную очистку поверхности дисков в вакууме в среде аргона и кислорода.

Диск из спеченной металлокерамики на основе диоксида циркония размещали в вакуумной камере установки на расстоянии 60 мм от мишени из ГА. С помощью системы откачки производили откачку вакуумной камеры до давления 0,01 Па. Напускали в камеру аргон до установления давления 0,25 Па. Затем включали ВЧ-генератор мощностью 150 Вт. Длительность формирования биоактивного слоя составляла 20 мин. Толщина биоактивного слоя составляла 0,2 мкм.

Пример 5.

В качестве образца имплантата использовали диск из металлокерамики на основе диоксида циркония, стабилизированного оксидом иттрия, с распределением пор материала по размерам в интервалах от 50 до 100 мкм и от 5 до 10 мкм, сформированным в процессе спекания.

Непосредственно перед напылением проводили ионную очистку поверхности дисков в вакууме в среде аргона.

Диск из спеченной металлокерамики на основе диоксида циркония размещали в вакуумной камере установки на расстоянии 50 мм от мишени из гидроксиапатита. С помощью системы откачки производили откачку вакуумной камеры до давления 0,01 Па. Напускали в камеру аргон до установления давления 1,0 Па. Затем включали ВЧ-генератор мощностью 220 Вт. Длительность формирования биоактивного слоя составляла 300 мин. Толщина биоактивного слоя составляла 0,6 мкм.

Пример 6.

В качестве образца имплантата использовали диск из металлокерамики на основе диоксида циркония, стабилизированного оксидом иттрия, с распределением пор материала по размерам в интервалах от 50 до 100 мкм и от 5 до 10 мкм, сформированным в процессе спекания.

Непосредственно перед напылением проводили ионную очистку поверхности диска в вакууме в среде кислорода.

Диск из спеченной металлокерамики на основе диоксида циркония размещали в вакуумной камере установки на расстоянии 45 мм от мишени из гидроксиапатита. С помощью системы откачки производили откачку вакуумной камеры до давления 0,01 Па. Напускали в камеру аргон до установления давления 1,5 Па. Затем включали ВЧ-генератор мощностью 300 Вт. Длительность формирования биоактивного слоя составляла 180 мин. Толщина биоактивного слоя составляла 1,0 мкм.