СПОСОБ ПОЛУЧЕНИЯ БИОДЕГРАДИРУЕМЫХ ХИРУРГИЧЕСКИХ ИМПЛАНТАТОВ ИЗ ПОРОШКА МАГНИЯ
METHOD FOR OBTAINING BIODEGRADABLE SURGICAL IMPLANTS FROM MAGNESIUM POWDER

Предлагаемое техническое решение относится к хирургическим имплантатам, а именно к способу изготовления хирургического биодеградируемого имплантата из магниевого сплава.
Известен способ получения пористого хирургического имплантата на основе фосфата кальция, включающий подготовку шихты, формование и обжиг, шихта при этом содержит порошок фосфата кальция и добавку, обеспечивающую порообразование, отличающийся тем, что используют фосфат кальция с мольным соотношением Са:Р в интервале 1,0-1,5, синтезированный соосаждением из растворимых солей кальция и растворимых фосфатов; в качестве добавки, обеспечивающей порообразование, используют ацетат щелочного металла, который при подготовке шихты смешивают с гидроксидом щелочного металла при соотношении ацетат: гидроксид щелочного металла в интервале 75:25-95:5; при этом смесь ацетата и гидроксида щелочного металла добавляют к порошку фосфата кальция в количестве 6-10 мас. %, а обжиг проводят при температуре 1050-1150°С [1]. Такой имплантат с течением времени после установки в организм человека в результате биохимических реакций со средами организма замещается новообразованными костными тканями и восстанавливает дефект в течение 2-3 месяцев.
Недостатками такой конструкции являются низкая несущая способность, быстрая ее потеря, которая может наступить до формирования на месте дефекта скелета новообразованных костных тканей, способных воспринимать полноценные нагрузки. Кроме того, затруднительно придавать имплантатам из такого материала необходимую форму механической обработкой, например, изготовить компрессионный винт. Как правило, имплантаты из фосфата кальция, гидроксиапатита и т.п.выполняют в виде блоков (цилиндров, призм и т.п.) различной простой геометрии и размеров.
Известен способ получения биодеградируемых имплантатов изополимераполигликолевой (PGA) и полимолочной (PLA) кислот в различных пропорциях для создания оптимального сополимера, который мог бы в достаточной степени удерживать отломки на протяжении 4-10 недель, а затем стремительно резорбироваться [2]. Однако несущая способность таких имплантатов не превышает 20-30 МПа, что ограничивает область их применения ненагруженными (слабонагруженными) фрагментами скелета.
Недостатки удалось устранить в способе изготовления медицинского имплантата из магниевого сплава, выбранного в качестве прототипа.
Способ включает следующие стадии:
a) плавку исходных компонентов сплава (шихты) при температуре от 700 до 900°С, перемешивание и гомогенизацию полученного расплава, получение магниевого сплава заданного химического и фазового состава, заливку расплава в формы при температуре от 700 до 900°С и затвердевание,
b) расплавление слитков полученного магниевого сплава с получением жидкого расплава,
c) атомизация расплава при температуре от 775 до 850°С и давлении распыляющего инертного газа от 17 до 23 бар (от 1,7 до 2,3 МПа) и одновременное охлаждение капель атомизированного расплава в атмосфере защитного газа до температуры ниже точки его затвердевания с получением частиц порошка формы, близкой к сферической,
d) формование из полученного порошка методом холодного изостатического прессования при давлении 100 бар (10 МПа) сырых прессовок,
e) экструдирование нагретых до температуры 300-400°С сырых прессовок с получением формованной заготовки,
f) получение медицинского имплантата из экструдированной заготовки известными методами обработки давлением или механической обработки резанием [3].
Недостатком прототипа является сложность его реализации, высокая трудоемкость и энергозатратность способа, что увеличивает стоимость его производства. Использование сложного нестандартного дорогостоящего оборудования (установка плавки в вакууме, атомайзер с инертным газом, установки ГИП, ХИП и т.д.) так же увеличивает себестоимость способа и конечной продукции. Сложный состав материала - 2,5-5,0 мас. % РЗЭ; 1,5-5,0 мас. % иттрия; 0,1-2,5 мас. % циркония - это все дорогостоящие компоненты. В то же время цинка - необходимого организмам и доступного элемента - всего 0,01-0,8 мас. %. Еще один недостаток известного способа - невысокие механические свойства получаемого материала - предел текучести не выше 260 МПа, а предел прочности при растяжении - 290 МПа, что связано с отсутствием операции спекания. Низкую коррозионную стойкость имплантата авторы прототипа пытаются компенсировать защитным покрытием, но при разрушении или повреждении покрытия идет катастрофическая объемная коррозия имплантата. Использование иттрия значительно удорожает стоимость конечной продукции.
Задачей предлагаемого изобретения является повышение механической прочности, коррозионной стойкости материала имплантата (замедление скорости его биодеградации), упрощение и удешевление способа изготовления.
Задача изобретения решается следующим образом. В известном способе получения изготовления медицинского имплантата из порошка магния, включающем получение шихты на основе порошка магния с добавками технологической смазки и легирующих компонентов, прессование, экструдирование, прессование заготовки ведут при давлении 200-400 МПа, полученную заготовку спекают при температуре 600-640°С, спеченную заготовку доуплотняют при давлении 600-800 МПа, доуплотненную заготовку нагревают до температуры 400-450°С и подвергают экструзии.
Прессование при давлении 200-400 МПа, спекание при температуре 600-640°С обеспечивают повышенную плотность и прочность заготовки и материала в целом в сравнении с прототипом и, следовательно, меньшую скорость биодеградации (биокоррозии) в организме. Доуплотнение спеченной заготовки при давлении 600-800 МПа дополнительно повышают плотность и прочность материала. Нагрев перед экструзией доуплотненной заготовки до температуры 400-450°С (выше, чем в прототипе) облегчает проведение экструзии, деформацию микроструктуры, измельчение зерна и снижает брак. Все в целом способствует достижению задачи изобретения.
Частным случаем является способ, в котором качестве легирующих компонентов используют цинк, который вводят в магний в количестве 3-6 мас. %.
Применение в качестве легирующих добавок порошка цинка, который вводят в порошок магния в количестве 3-6 мас. % обеспечивает при сохранении необходимых механических свойств дополнительное снижение скорости биодеградации по сравнению с прототипом и существенное снижение стоимости исходных материалов при этом.
Частным случаем является способ, в котором спекание ведут в аргоне.
Спекание в аргоне обеспечивает дополнительно решение задачи изобретения т.к. по сравнению со спеканием в вакууме и дешевле, и предохраняет от испарения части магния в процессе спекания.
Частным случаем является способ, в котором экструзию ведут при степени деформации 60-80%.
Экструзия при степени деформации 60-80% достаточна для формирования мелкозернистой структуры с требуемыми механическими свойствами и стойкостью к биокоррозии, и не столь энергозатратна, как это становится при степени деформации больше 80%, кроме того, в этом случае возрастает и брак.
Пример осуществления способа
Весовым методом подготовили компоненты исходной шихты - порошки магния и 5 мас. % легирующего компонента (в данном примере цинка) и 0,5% технологической смазки (например, воск, стеарат цинка и т.д.). Затем типовым смесителем (например, двухконусным, типа «пьяная бочка» и т.п.) произвели их перемешивание до получения гомогенной шихты. Порцию готовой шихты засыпали в металлическую пресс-форму (возможно использование эластичной оболочки), а потом формовали заготовку при давлении 300 МПа, которую затем спекали при температуре 640°С в течение 25 минут. Спеченную заготовку доуплотнили при давлении 800 МПа, нагрели после доуплотнения до температуры 450°С и экструдировали. После охлаждения из прутковой заготовки было вырезано несколько образцов одинаковых размеров. Два из которых были подвергнуты дополнительно нескольким видам механической обработки. Остальные образцы тестировались на механическую и химическую стойкость.
Полученные образцы успешно выдержали резку, точение, сверление центрального отверстия, выдавливание внутреннего шестигранника, нарезание наружной резьбы. Механическая прочность образца возросла на 20% по сравнению с прототипом. Коррозионная стойкость образца увеличилась на 35% по сравнению с прототипом, объемная коррозия отсутствует.
Данное изобретение может быть реализовано на типовом промышленном оборудовании.
Источники информации
1. RU 2392007 С2 2009.
2. Clay Taylor G. Absorbable fixation devices // McGlamry's Comprehensive Textbook of Foot and Ankle Surgery. - 1990. - P. 116-119.
3. RU 2608152 C2 2015 (прототип).