СПОСОБ ИЗГОТОВЛЕНИЯ БИОАКТИВНОГО ПОРИСТОГО ПОКРЫТИЯ ДЛЯ ВНУТРИКОСТНЫХ ИМПЛАНТАТОВ, ВЫПОЛНЕННЫХ ИЗ СПЛАВОВ ТИТАНА
METHOD OF PRODUCING A BIOACTIVE POROUS COATING FOR INTRAOSSEOUS IMPLANTS MADE FROM TITANIUM ALLOYS

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ
Изобретение относится к медицине, а именно к травматологии, ортопедии, стоматологии и может быть использовано для изготовления внутрикостных имплантатов на основе сплавов из титана.
Одной из основных задач внутрикостных имплантатов является обеспечение роста и надежного прикрепления кости к имплантату за счет прорастания костной ткани в поверхность имплантата. Как правило, покрытия для внутрикостных имплантатов выполняются из титана и/или его сплавов и имеют пористую структуру, обеспечивающую прорастание костной ткани внутрь имплантата за счет совместимости титана и/или его сплавов с костными клетками.
Способ плазменного напыления титановой проволоки является наиболее технологичным, позволяющим формировать покрытие с программируемым комплексом свойств.
УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ
Известен способ изготовления внутрикостных имплантатов с биоактивным покрытием (патент РФ на изобретение №2530573, МПК A61F 2/30, С23С 4/12, опубл. 10.10.2014 г.) заключающийся в послойном нанесении плазменным напылением на титановую основу имплантата четырех слоев, при этом первым слоем напыляют порошок титана дисперсностью 3-5 мкм, дистанцией напыления 70-80 мм и толщиной 5-10 мкм, вторым слоем напыляют порошок титана дисперсностью 50-100 мкм, дистанцией напыления 100 мм, толщиной 50-115 мкм, третьим слоем наносят механическую смесь порошков титана дисперсностью 40-70 мкм и гидроксиапатита дисперсностью 5-10 мкм с соотношением 60-80 и 20-40 мас. % соответственно, дистанцией напыления 80 мм и толщиной слоя 15-20 мкм, четвертый слой формируют на основе механической смеси биоактивных порошков на основе гидроксиапатита дистанцией 70 мм и толщиной 20-30 мкм, причем при формировании четвертого слоя смешивают порошок гидроксиапатита дисперсностью 70-90 мкм в количестве 60% от общего количества смеси с порошком фторгидроксиапатита дисперсностью 40-70 мкм в количестве 40% от общего количества смеси.
Однако данный способ является достаточно сложным и нетехнологичным, так как наносят четыре слоя покрытия, а также необходима операция предварительного смешивания порошков, которая требует дополнительного оборудования. Кроме того, как общеизвестно, использование в качестве напыляемого материала порошков не позволяет получать покрытия с необходимой адгезионной и когезионной прочностью. Порошковые покрытия имеют худшие показатели адгезии и когезии в связи с тем, что энтальпия расплавленных частиц проволоки выше чем энтальпия нагретых частиц порошка. Порошинки имея малый вес быстро преодолевают расстояние от сопла плазмотрона до подложки и при этом хаотическое их вращение приводит к их неравномерному нагреву с разных сторон.
Задачами предлагаемого изобретения является создание технологичного способа создания биоактивного пористого покрытия для внутрикостных имплантатов, выполненных из сплавов титана, которое обеспечивает высокую степень остеоинтеграции имплантата с костной тканью и пространство для быстрого роста кости.
Технический результат предлагаемого изобретения заключается в изготовлении биоактивного пористого покрытия для внутрикостных имплантатов, выполненных из сплавов титана, обладающего высокими остеоинтеграционными свойствами, обеспечивающего надежное устойчивое соединение между имплантатом и костной тканью, предлагаемым технологигичным способом.
Технический результат достигается в изготовлении биоактивного пористого покрытия для внутрикостных имплантатов, выполненных из сплавов титана, способом, который заключается в следующем. Покрытие наносят на основу имплантата в атмосфере аргона при последовательном возвратно-поступательном движении плазмотрона на режимах распыления и с постоянной дистанцией между плазмотроном и основой имплантата равной 150-180 мм, обеспечивающим заданную толщину, плотность и пористость слоев, при этом в качестве напыляемого материала используют титановую проволоку, а в качестве плазмообразующего газа используют смесь аргона с водородом. Смесь аргона с водородом содержит до 13-15 объемных % водорода. Титановую проволоку подают в направлении, пересекающем ось плазменной струи плазмообразующего газа, обеспечивая получение покрытия из полностью расплавленного материала. В качестве материала, из которого выполнен имплантат, используют титановые сплавы марок ВТ1-0, ВТ-6, ВТ-6С.
Заявителем не обнаружены источники информации, содержащие одинаковую совокупность существенных признаков, указанных в формуле изобретения, что позволяет сделать вывод о соответствии заявленного решения критерию патентоспособности «новизна».
Изобретение поясняется чертежом, где:
1. основа имплантата сплава титана
2. первый слой покрытия;
3. второй слой покрытия;
4. третий слой покрытия.
Способ изготовления биоактивного пористого покрытия для внутрикостных имплантатов, выполненных из сплавов титана, заключается в следующем. Покрытие выполняют преимущественно трехслойным. В атмосфере аргона на основу имплантата (1) при последовательном возвратно-поступательном движении плазмотрона с заданной скоростью на режимах распыления и с постоянной дистанцией напыления равной 150-180 мм подают титановую проволоку в направлении, пересекающем ось плазменной струи плазмообразующего газа. В качестве плазмообразующего газа используют смесь аргона с водородом. Изменение плотности каждого слоя покрытия достигается за счет последовательного изменения режима напыления при выходе плазмотрона в реверсную точку. Скорость перемещения плазмотрона при напылении равна 8÷70 мм/мин, скорость вращения основы имплантата составляет 200 об/мин.
3
2
Первый слой покрытия (2) выполняется толщиной 70-100 мкм, плотностью 90-95% от плотности основы имплантата с размером пор равным 50-60 мкм и формируется на форсированных режимах (сила тока 400-500 А, напряжение 50-60 в, расход плазмообразующего газа 5-6 м/час), обеспечивающих распыление и резкое ускорение наносимого материала и адгезионную прочностью (не менее 500 кг/см).
3
2
Второй слой покрытия (3) выполняется толщиной 140-200 мкм и плотностью 50-70% от плотности основы имплантата с размером пор равным 150-200 мкм и формируется на более мягких режимах напыления (сила тока 200-300 А, напряжение 40-60 в, расход плазмообразующего газа 4-6 м/час), обеспечивающих адгезионную прочностью (не менее 400 кг/см).
3
2
Третий слой покрытия (4) выполняется толщиной 500-700 мкм и плотностью 30-40% от плотности основы имплантата с размером пор равным 500-600 мкм формируется на еще более мягких режимах напыления (сила тока 80-150 А, напряжение 25-36 в, расход плазмообразующего газа 2-3 м/час), обеспечивающих адгезионную прочностью (не менее 300 кг/см).
Использование титановой проволоки в качестве напыляемого материала позволяет осуществлять процесс при меньших мощностях плазмотрона. Высокое качество покрытия достигается за счет полного расплавления титановой проволоки. При осуществлении заявленного способа протекает капельный перенос расплавленной титановой проволоки на основу имплантата и формирование структуры покрытия происходит в форме перекрещивающихся закристаллизовавшихся всплесков разбиваемой жидкой капли с развитой открытой сетью продольных и поперечных открытых пор размером от 50 до 600 мкм.
Смесь плазмообразующего газа аргона с водородом, содержит до 13-15 объемных % водорода, что обеспечивает безокисное состояние стенок образующихся капилляров и пор с ультратонким зерном, повышающих характеристики покрытия. При изготовлении покрытия указанным способом образуется единое покрытие, в котором его слои надежно крепятся к друг другу (сцепление).
Результаты исследований титановых имплантатов (цилиндрические стержни диаметром 2,5 мм, L=40 мм) с покрытием, выполненным предлагаемым способом, извлеченных из канала бедренной кости кроликов, уже после трехмесячного послеоперационного наблюдения и вывода животных из эксперимента обнаружили полное заполнение пористой структуры покрытия костной тканью, а разрушение при испытаниях на прочность связи имплантата с костью (при сдвиге) всегда происходило по костной ткани. Увеличение толщин слоев в покрытии на прочность фиксации имплантата в кости не сказывалось, уменьшение - напротив, всегда вело к снижению усилия, необходимого для сдвига имплантата в канале кости. Уменьшение или увеличения пористости слоев всегда сопровождалось снижением усилия, необходимого для сдвига имплантата в канале кости.
Аналогичный способ может быть применен при изготовлении покрытия для внутрикостных имплантатов, выполненных из тантала, с использованием проволоки из тантала.
Таким образом, разработан технологичный способ изготовления биоактивного пористого покрытия для внутрикостных имплантатов, выполненных из сплавов титана, обеспечивающего остеоинтеграцию имплантата с биологическими тканями, а также пространство для роста кости. Создаваемое заявленным способом покрытие одновременно позволяет реализовать необходимую прочность для восприятия механических нагрузок на границе раздела имплантат-кость и учитывает физиологические особенности функционирования костных клеток в процессе остеогенеза.