АНТИБАКТЕРИАЛЬНОЕ МЕДИЦИНСКОЕ ИЗДЕЛИЕ И СПОСОБ ЕГО ИЗГОТОВЛЕНИЯ
ANTIBACTERIAL MEDICAL PRODUCT AND ITS MANUFACTURING METHOD

Настоящее изобретение относится к медицинскому изделию, в частности медицинскому прибору или инструменту, снабженному нанесенным на основу антибактериальным покрытием из твердого материала.
Определения и способы измерения
В смысле предписания 93/42/EWG Совета от 14 июня 1993 г. о медицинских изделиях медицинскими изделиями считаются все применяемые отдельно или соединенные друг с другом инструменты, аппараты, устройства, программное обеспечение, материалы или другие предметы, включая специально предназначенное изготовителем для применения в диагностических и/или терапевтических целях и применяемое для безотказного функционирования медицинского изделия программное обеспечение, которые предназначены изготовителем для применения для людей в следующих целях:
- выявление, предохранение, лечение или облегчение заболеваний;
- выявление, наблюдение, лечение, облегчение или компенсация травм или инвалидностей;
- обследование, замена или изменение анатомической структуры или психологического процесса;
- регулирование зачатия,
и основное действие которых согласно предписанию внутри или на человеческом организме достигается ни фармакологическими или иммунологическими средствами, ни метаболическим способом, но принцип действия которых может поддерживаться таким средствами.
Кроме того, в смысле предписания 93/42/EWG Совета от 14 июня 1993 г. о медицинских изделиях принадлежностью считается предмет, который сам не является изделием, но по своему специально установленному изготовителем целевому назначению подлежит применению вместе с изделием, чтобы это изделие могло применяться соответственно установленному изготовителем изделия целевому назначению изделия.
В смысле этого патента медицинским изделием считается как медицинское изделие, так и принадлежность к медицинскому изделию по определениям медицинского изделия и принадлежности в соответствии с предписанием 93/42/EWG Совета от 14 июня 1993 г. о медицинских изделиях, а также для применения для животных и за исключением:
- эндопротезов или, соответственно, медицинских изделий, которые имплантируются в организм и должны оставаться там постоянно или по меньшей мере в течение продолжительного периода времени;
- материалы и другие медицинские изделия или принадлежности к медицинскому изделию, которые не имеют твердой поверхности.
Твердые материалы обладают большой твердостью и износостойкостью. Эти материалы имеют большое техническое значение. Вследствие разнообразных свойств и различных областей применения трудно найти всеохватывающее определение твердых материалов. К большинству твердых материалов относятся следующие характерные свойства: высокая твердость, высокая износостойкость, высокие температуры плавления, химическая стойкость, другие механические свойства, такие как, например, предел прочности при растяжении, относительное удлинение при растяжении или прочность при изгибе, сильно зависят от вида твердого материала. Это относится также к электрической проводимости. Вообще свойства твердых материалов тесно взаимосвязаны с электронной структурой этих соединений. В зависимости от того, имеются ли металлические или ковалентные связи, получаются значительные различия между металлическими и неметаллическими твердыми материалами.
В смысле настоящего изобретения для обозначения покрытия в качестве покрытия из твердого материала учитывается, в частности, твердость слоя или твердость системы слоев, а в качестве признака - твердость по меньшей мере 1500 HV (твердость по Виккерсу) или 17 ГПа (твердость по Мартенсу).
Указанные значения твердости измеряли путем испытания на твердость по методу Мартенса с помощью измерительной системы «Fischerscope H100C». В качестве проникающего тела применяли алмаз Виккерса. Процесс испытания на твердость по методу Мартенса стандартизован в DIN EN ISO 14577 (Металлические материалы - инструментальное испытание проникновением для определения твердости и других параметров материала). При этом процессе во время фазы приложения нагрузки и снятия нагрузки непрерывно измеряют усилие и глубину проникновения. Твердость по Мартенсу определяется как отношение максимального усилия к соответствующей площади контакта и указывается в единицах Ньютон на квадратный миллиметр. Твердость по Мартенсу HM рассчитывается по измеренным значениям кривой усилие/глубина проникновения во время возрастания усилия при контрольном испытании, предпочтительно после достижения установленного усилия при контрольном испытании, и в этом случае при использовании алмаза Виккерса в качестве проникающего тела справедливо следующее определение:
<mrow><mi>H</mi><mi>M</mi><mrow><mo>[</mo><mrow><mi>Н</mi><mo>⋅</mo><mi>м</mi><msup><mi>м</mi><mrow><mo>−</mo><mn>2</mn></mrow></msup></mrow><mo>]</mo></mrow><mo>=</mo><mfrac><mi>F</mi><mrow><msub><mi>A</mi><mi>s</mi></msub><mrow><mo>(</mo><mi>h</mi><mo>)</mo></mrow></mrow></mfrac><mo>=</mo><mfrac><mi>F</mi><mrow><mn>26,44</mn><mo>⋅</mo><msup><mi>h</mi><mn>2</mn></msup></mrow></mfrac></mrow>
,
где F - усилие при контрольном испытании (Н), а h - глубина проникновения при этом усилии (мм).
c
Указанное определение твердости, в принципе, применимо также к тонким слоям. Однако следует учитывать некоторые особенности. При проникновении используемого в испытании тела, как правило, одновременно происходит деформация слоя и подложки. То есть определяется твердость H комбинированного материала, для которой справедливо следующее отношение:
<mrow><msub><mi>H</mi><mi>c</mi></msub><mo>=</mo><mfrac><mrow><msub><mi>V</mi><mi>f</mi></msub></mrow><mrow><msub><mi>V</mi><mi>f</mi></msub><mo>+</mo><msub><mi>V</mi><mi>s</mi></msub></mrow></mfrac><mo>⋅</mo><msub><mi>H</mi><mi>f</mi></msub><mo>+</mo><mfrac><mrow><msub><mi>V</mi><mi>s</mi></msub></mrow><mrow><msub><mi>V</mi><mi>f</mi></msub><mo>+</mo><msub><mi>V</mi><mi>s</mi></msub></mrow></mfrac><mo>⋅</mo><msub><mi>H</mi><mi>s</mi></msub></mrow>
,
f
s
f
s
где H, H - твердость слоя и подложки соответственно, а V, V - объем деформированного слоя и подложки соответственно.
Объем деформированной подложки становится тем меньше, чем меньше глубина проникновения индентора, и поэтому чем меньше глубина проникновения и вместе с тем усилие при контрольном испытании, тем больше приближается определяемая твердость комбинированного материала к фактической твердости слоя. При измерениях твердости систем слоев вообще (в соответствии с правилом Бюкле) исходят из того, что при глубинах проникновения
<mrow><mi>h</mi><mo>≤</mo><mfrac><mn>1</mn><mrow><mn>10</mn></mrow></mfrac><mi>d</mi><mi>f</mi><mo>…</mo><mfrac><mn>1</mn><mn>7</mn></mfrac><mi>d</mi><mi>f</mi></mrow>
,
где df - толщина слоя,
определяемая твердость приблизительно равна твердости слоя. В рамках настоящего изобретения описанные значения твердости слоя определяли с учетом правила Бюкле.
Класс адгезии определяли по методу Роквелла. При проверке адгезии слоя посредством метода Роквелла в соответствии с предписанием VDI 3198, а также 3824-4, оценивается размер и вид сети трещин, а также растрескиваний покрытия в краевой области HRC-вмятины, и по ним делаются непосредственные заключения об адгезионной прочности в соответствии с показанным на фиг. 1 эскизом или, соответственно, рядом изображений для определения класса адгезионной прочности PVD-слоев на приборе или быстрорежущей стали (от HF1: очень хорошо до HF6: очень плохо). Для применения этого метода значения твердости по Роквеллу основного материала и толщина слоя или толщина системы слоев должны быть соответственно не меньше 54 HRC и не больше 5 мкм. Аналитическая оценка осуществляется посредством HRC-вмятины (150 кгс) при 100-кратном увеличении непосредственно на микроскопе.
В качестве измерительного прибора для измерения цвета поверхности системы слоев применяли 3-диапазонный колориметр MICRO COLOR II фирмы Dr. Lange, который с помощью ксеноновой лампы-вспышки создает на поверхности образца диффузные отражения и затем измеряет их в соответствии с DIN 5033. В качестве эталонного стандарта для калибровки использовали стандарт белого цвета с нормированными значениями цветности X: 84,6, Y: 89,4 и Z: 91,8. После каждого измерения цвета получившиеся в результате него значения цветности отображались на дисплее колориметра соответственно трехмерной системе координат CIELAB (L*a*b*), где ось a* описывает зеленую или красную составляющую цвета со значениями от -150 до 100 (отрицательные значения для зеленого и положительные значения для красного), ось b* описывает голубую или желтую составляющую цвета со значениями от -100 до 150 (отрицательные значения для голубого и положительные значения для желтого), а ось L* описывает светлоту (яркость) цвета со значениями от 0 до 100.
Уровень техники
Сегодня на рынке имеются разные изделия, которые претендуют на обладание антибактериальными или антимикробными свойствами. В частности, для профилактики инфекционных заболеваний делаются попытки снабдить гигиенические и медицинские изделия антибактериальными или антимикробными свойствами. Известно применение серебра и его ионов в качестве неорганического биоцида для обработки материалов, которые затем в течение времени высвобождают содержащийся в них биоцид, за счет чего сокращается или полностью предотвращается заселение или размножение микроорганизмов на этих материалах и даже в их окрестностях. С этой целью до настоящего времени были исследованы и разработаны многие антимикробные технологии на основе серебра. Другими известными неорганическими биоцидами являются также, например, медь и цинк, которые по определенным причинам, таким как, например, более высокая токсичность и менее эффективное биоцидное действие по сравнению с серебром, пользуются меньшим спросом для применения в медицинской технике.
TM
Благодаря технологии HyProtect наносят, например, тонкие (<200 нм) антимикробные покрытия, помимо прочего, на медицинские изделия, состоящие из комбинированного слоя из чистого серебра, которое осаждается с помощью процесса PVD (physical vapor deposition - физического парофазного осаждения), и слоя оксида кремния, который осаждается с помощью процесса CVD (chemical vapor deposition - химического парофазного осаждения). Эта технология позволяет получать, прежде всего, желаемые оптические и антимикробные свойства на разных поверхностях, но не обеспечивает возможность настоящего улучшения защиты от износа.
Известно также применение физических и/или химических и/или плазмохимических методов нанесения покрытия в вакууме, т.е. нанесения на медицинские изделия методом PVD и/или CVD и/или PACVD (плазмохимического парофазного осаждения) покрытий со слоями твердого материала (таких как, например, TiN, CrN и DLC (Diamond Like Coatings, алмазоподобные покрытия)). Благодаря этому можно, как правило, получать желаемые оптические, а также трибологические свойства на поверхности медицинского изделия. Впрочем, они не отличаются достаточным антимикробным действием.
В портфеле продукции заявителя имеются разные покрытия, которые были разработаны специально для медицинских изделий с тем, чтобы придавать поверхности этих медицинских изделий наряду с определенными трибологическими свойствами также и заданные оптические свойства. В частности, с помощью этих покрытий, наряду с повышенной износостойкостью и улучшенными фрикционными свойствами, получаются также заданные блестящие или матовые цвета.
Примерами систем слоев и цветов являются:
- TiN → золотой,
- AlTiN или a-C:H → черный,
- TiAlN → бронзовый,
- CrN → серебряный и
- WC/C → серый.
Примерами систем слоев и трибологических и/или желаемых оптических свойств для медицинских изделий являются:
- TiN → для надежной маркировки пробных стержней имплантатов,
- TiN и WC/C → для защиты от износа и для уменьшения трения корпусов втулок кондуктора.
- WC/C и CrN → для защиты от износа стоматологических сверл,
- WC/C → для уменьшения трения и/или для защиты от износа инструментов для привертывания костей (остеосинтеза), инструментов для привертывания зубных имплантатов, костных сверл, костных пил, пистолетов для имплантации, шипов для очистки артерий,
- WC/C → для придания антиотражательных свойств ножам для глазной хирургии,
- DLC → для защиты от коррозии и/или надежной маркировки устройств для удаления зубного камня и/или же придания антиотражательных свойств (DLC часто также называется a:CH).
Множество исследовательских работ по PVD- и/или CVD- и/или PACVD-осаждению антимикробных Ag-содержащих слоев твердого материала (таких как, например, Ag-TiN, Ag-CrN и Ag-a-C:H) для применения в медицинской технике, прежде всего для нанесения покрытия на эндопротезы, были также уже опубликованы разными исследовательскими учреждениями. В этих работах делались попытки исследовать антимикробные и/или трибологические свойства, а также в некоторых случаях и биосовместимость построенных таким образом систем слоев, но совсем без учета оптических свойств, таких как цвет и отражение, которые играют очень важную роль, особенно для некоторых приборов и инструментов медицинской техники.
В собственных опытно-конструкторских работах удалось установить, что при легировании серебром слоев твердого материала на примере нитрида титана (TiN) могут подвергаться негативному влиянию решающие параметры слоя, такие как адгезионная прочность, твердость и шероховатость (см. фиг.1, 2, 3). В частности, удалось установить, что чем выше была доля серебра, тем ниже адгезионная прочность с основой. Кроме того, посредством легирования серебром можно было также оказывать влияние на оптические свойства первоначальной системы слоев (см. фиг.4).
Задача изобретения
Задача настоящего изобретения состоит в том, чтобы исправить описанные выше недостатки уровня техники. В частности, нужно предоставить пригодное для медицинских изделий покрытие, которое приводит к заданным антибактериальным свойствам и к улучшению уже имеющихся у подложки трибологических свойств, таких как, например, износостойкость и уменьшение трения. Для этого покрытие должно главным образом обладать достаточной адгезией к основе медицинского изделия. Коррозионная стойкость должна сохраняться или уменьшаться по меньшей мере только в допустимых пределах. При этом предпочтительно пытаются придать медицинским изделиям те оптические свойства, которые приводят к приемлемости для пользователя.
В частности, задача настоящего изобретения состоит в том, чтобы добиться таких свойств на поверхностях вышеназванных медицинских изделий, в частности, приборов и инструментов, посредством нанесения покрытия, в частности, посредством покрытий PVD и/или PACVD.
Кроме того, должно учитываться, что необходимо принимать во внимание влияние температуры подложки при процессе нанесения покрытия на термостойкость материала подложки, т.е. нельзя превышать максимально допустимую температуру с точки зрения материала подложки.
В частности, как правило, при нанесении покрытия на медицинские изделия, такие как, например, соответствующие инструменты и приборы, при обычно применяемых видах подложек, таких как, например, высококачественная сталь 1.4542, не должна превышаться температура в 300°C.
Решение задачи
Задача решается согласно изобретению нанесенным на основу (1) медицинского изделия антибактериальным покрытием из твердого материала с содержащимся биоцидом. Это покрытие из твердого материала содержит по меньшей мере один внутренний слой (5) с толщиной d1 по меньшей мере 0,2 мкм и один наружный слой (9) с толщиной d2 по меньшей мере 0,5 мкм. Внутренний слой (5) расположен между наружным слоем (9) и основой (1), а наружный слой (9) содержит по существу постоянную по всей его толщине концентрацию bcI биоцида, большую или равную 2 ат.%. Данные по концентрации биоцида в рамках этого описания всегда относятся к усреднению по глубине по меньшей мере 20 нм. Внутренний слой (5) имеет концентрацию биоцида с максимальным значением bcII, большим или равным 0,2 ат.%. Концентрация биоцида внутреннего слоя (5) по всей его толщине меньше, чем по существу постоянная концентрация bcI биоцида наружного слоя (9). Концентрация серебра во внутреннем слое (5) по его толщине может варьироваться и, в частности, возрастать в направлении от основы (1) к наружному слою (9). При этом выполненная согласно изобретению система слоев обладает улучшенной адгезией к подложке по сравнению с системой слоев без соответствующего изобретению внутреннего слоя.
Описание изобретения
Далее изобретение поясняется с помощью примеров, при этом делается ссылка на приведенные фигуры.
На фигурах показано:
фиг.1a: характеристики: адгезионная прочность в зависимости от концентрации серебра у систем слоев Ag/TiN без соответствующего изобретению встроенного внутреннего слоя, осажденных на полированную (Ra: 0,05 мкм) инструментальную лег. сталь для холодной обработки 1.2842;
фиг.1b: схематичное изображение классов адгезионной прочности;
фиг.2: характеристики: твердость по Мартенсу в зависимости от концентрации серебра у систем слоев Ag/TiN, осажденных на полированную (Ra: 0,05 мкм) инструментальную лег. сталь для холодной обработки 1.2842;
фиг.3: характеристики: шероховатость в зависимости от концентрации серебра у систем слоев Ag/TiN, осажденных на полированную (Ra: 0,05 мкм) инструментальную лег. сталь для холодной обработки 1.2842;
фиг.4: характеристики: оптические свойства на примере значений цветности по системе CIELAB в зависимости от концентрации серебра у систем слоев Ag/TiN, осажденных на полированную (Ra: 0,05 мкм) инструментальную лег. сталь для холодной обработки 1.2842;
фиг.5: приведенное в качестве примера строение покрытия или, соответственно, системы слоев для соответствующего изобретению изготовления антибактериальных медицинских изделий, где:
(1) - основа;
(2) - механическая и/или электрохимическая предварительная обработка для повышения адгезионной прочности;
(3) - адгезивный (связующий) слой и/или защищающий от износа слой;
(5) - соответствующий изобретению внутренний биоцидсодержащий слой;
(7) - биоцидсодержащий промежуточный слой с более высокой концентрацией биоцида, чем у наружного слоя;
(9) - наружный слой;
(10) - последующая механическая обработка, такая как, например, полирование для уменьшения шероховатости;
фиг.6: приведенное в качестве примера устройство установки нанесения покрытия для соответствующего изобретению изготовления антибактериальных медицинских изделий.
Для получения легированных серебром слоев TiN применяли разные PVD-методы нанесения покрытия.
2
Пример 1: Посредством комбинированного дугового/распылительного процесса или, соответственно, гибридного процесса AIP+MSIP (дуговое ионное осаждение + ионное осаждение магнетронным распылением) изготавливали системы легированных серебром слоев TiN или, соответственно, системы слоев Ag/TiN. На фиг.6 схематично изображено устройство установки 701 вакуумного нанесения покрытия, с помощью которой системы слоев биоцидного действия осаждали на основу медицинских изделий и/или образцов для испытаний. В качестве источника материала применяли раздельные титановые мишени 703, 703', 703'', 703''' и серебряные мишени 705, 705'. Системы слоев с различными концентрациями серебра изготавливали путем варьирования тока дуги на титановых мишенях 703, 703', 703'', 703''', мощности распыления на серебряных мишенях 705, 705' и напряжения смещения на подложке. Кроме того, концентрацию серебра можно было варьировать путем варьирования числа активных титановых и/или серебряных мишеней. Слои Ag/TiN регулировали давлением в атмосфере Ar/N при рабочем давлении 0,02 мбар. Подложки находились во время нанесения покрытия на карусельном приспособлении 707 с двойным и тройным вращением. Скорость вращения подложек поддерживали постоянной. На поверхности образцов для испытаний или медицинских изделий из разных сортов стали, а также из твердого сплава соответствующими методами нагрева и травления в камере вакуумного нанесения покрытий посредством технологии AIP осаждали очень тонкий адгезивный слой из TiN (толщина ≤0,3 мкм), а затем осаждали слой Ag/TiN при постоянных рабочих параметрах посредством комбинации технологий AIP и MSIP, как описано выше. На фиг.1-4 изображено влияние концентрации серебра на твердость, шероховатость, оптические свойства слоев, которые осаждали при разных мощностях распыления Ag и прочих равных рабочих параметрах. Удалось установить (как изображено на фиг.1a), что при повышенных концентрациях серебра адгезионная прочность сильно ухудшается.
Изобретатели установили, что при создании внутреннего слоя 5 между основой 1 и снабженным повышенной концентрацией серебра наружным слоем 9, как изображено на фиг.5, адгезионная прочность систем слоев Ag/Ti с более высоким содержанием серебра может быть значительно улучшена.
Это справедливо также и тогда, когда между внутренним слоем 5 и наружным слоем 9 предусмотрен промежуточный слой 7 с повышенной по сравнению с наружным слоем 9 концентрацией, который может служить резервуаром серебра для наружного слоя 9.
Дополнительно между основой 1 и внутренним слоем 5 может быть предусмотрен еще один адгезивный слой 3 или защищающий от износа слой 3, благодаря чему адгезия еще больше повышается.
Как показано в приведенном выше примере, посредством соответствующих изобретению последовательности слоев и способа прочность сцепления слоев при повышенном содержании серебра могла быть значительно улучшена. Другая возможность в соответствии со следующим примером 2 заключается в том, чтобы вводить биоцид в слои DLC. Исходя из подложки, наносят, например, адгезивный слой, например, хрома. Затем методом PACVD осаждают слой DLC и одновременно активируют серебряную мишень. Здесь также сначала вводят мало серебра, например, за счет низкой мощности распыления. Затем концентрацию повышают, например, путем повышения мощности распыления при прочих оставшихся одинаковыми параметрах нанесения. В заключение, концентрацию серебра во время нанесения поддерживали постоянно высокой для получения наружного слоя с постоянной концентрацией биоцида. Снова получался соответствующий изобретению слой с улучшенными по сравнению с уровнем техники адгезионными свойствами.
Итак, встает вопрос, за счет чего может ограничиваться концентрационное содержание биоцида. Собственно, можно было бы предположить, что чем выше концентрация биоцида, тем лучше его действие. Впрочем, этому противоречат проведенные изобретателями измерения. К тому же, начиная с некоторой концентрации свыше 15 ат.%, твердость слоя, как изображено на фиг.2, сильно уменьшается, и, как изображено на фиг.4, цветовое впечатление сильно изменяется. Поэтому предлагается использовать концентрацию биоцида, составляющую вплоть до 15 ат.%, предпочтительно - вплоть до 13 ат.%.
Может случиться, что вследствие введения серебра поверхность снабженного покрытием изделия, в частности, медицинского изделия, будет иметь повышенную шероховатость, как, например, изображено на фиг.3. Изобретатели установили, что повышенные шероховатости приводят к уменьшению биоцидного эффекта. Это может быть уменьшено за счет того, что поверхность подвергается последующей обработке, в частности, механической последующей обработке, такой как полирование, мокрая струйная обработка или доводка, или надлежащей химической полировке. Вследствие постоянности концентрации биоцида в наружном слое эта последующая обработка по существу не имеет никакого влияния на биоцидное действие при применении медицинского изделия.