FR2720278A1 - Bio-active coatings used for e.g. dental implants - Google Patents
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- A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
- A61L27/28—Materials for coating prostheses
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Abstract
Description
Procédé de réalisation d'un revêtement bioactif par projection plasma et implant selon le procédé.Process for producing a bioactive coating by plasma spraying and implant according to the process
L'invention concerne un procédé de réalisation d'un revêtement bioactif sur un substrat tel qu'un implant dentaire en zircone destiné à être implanté dans un os, ledit revêtement étant constitué au moins partiellement d'au moins un matériau biologiquement actif apte à favoriser l'ostéointégration dudit implant.The invention relates to a method for producing a bioactive coating on a substrate such as a dental implant made of zirconia intended to be implanted in a bone, said coating being constituted at least partially by at least one biologically active material able to favor the osseointegration of said implant.
Les résultats cliniques spectaculaires de la technique implantologique ont conduit à un développement très important de l'implantologie basée sur l'emploi du titane.The spectacular clinical results of the implantology technique led to a very important development of implantology based on the use of titanium.
Les recherches effectuées dans ce domaine ont permis d'aboutir au concept d'ostéointégration, c'est-à-dire d'ancrage direct de l'implant sur l'os. Toutefois le terme d'ostéointégration a fait l'objet de nombreuses controverses.Research in this field has led to the concept of osseointegration, that is to say direct anchoring of the implant on the bone. However, the term osseointegration has been the subject of much controversy.
I1 faut admettre en effet qu'il existe des implants ancrés dans du tissu conjonctif et que les autres ne se trouvent jamais en contact avec l'os. Un film protéinique constitué de cellules qui s'adaptent aux conditions locales se forme en réaction de défense de l'organisme contre l'intrusion du corps étranger constitué par l'implant. Bien que ce film soit extrêmement mince (10 à 40 p), sa présence empêche un contact direct de l'implant avec l'os et accroit les contraintes sur l'os en fonction de son épaisseur. It must be admitted that there are implants anchored in connective tissue and that the others are never in contact with the bone. A protein film made of cells that adapt to local conditions is formed in defense reaction of the body against the intrusion of the foreign body constituted by the implant. Although this film is extremely thin (10 to 40 p), its presence prevents direct contact of the implant with the bone and increases the stress on the bone depending on its thickness.
Afin d'optimiser les résultats implantologiques on a donc cherché des moyens pour empêcher la formation de ce film.In order to optimize the implantological results, means have thus been sought to prevent the formation of this film.
En particulier, on a utilisé des matériaux ayant des propriétés ostéophiles. Les plus connus de ces matériaux sont l'apatite et les composés du phosphate. L'hydroxyapatite est connue pour créer une liaison biochimique entre l'implant et l'os environnant. La libération d'ions endogènes Ca++ et (Po4)3- ostéophiles permet l'équilibre d'une population cellulaire et hormonale propre au tissu osseux et minimise les réactions inflammatoires. In particular, materials having osteophilic properties have been used. The best known of these materials are apatite and phosphate compounds. Hydroxyapatite is known to create a biochemical bond between the implant and the surrounding bone. The release of endogenous Ca ++ and (Po4) 3-osteophilic ions allows the equilibrium of a bone cell-specific hormonal population and minimizes inflammatory reactions.
Malgré ces avantages incontestables, une polémique concernant le dépôt d'apatite s'est installée parce que des réactions inflammatoires auraient été observées et qu'il pourrait y avoir rupture de la couche d'hydroxy-apatite de son substrat.Despite these indisputable advantages, a debate about apatite deposition has taken place because inflammatory reactions have been observed and the hydroxyapatite layer of its substrate could break.
En outre des recherches ont montré (Institute of Material
Sciences, Sichuan University, Chine) que lors de dépôts d'hydroxy-apatite par projection plasma sur des implants en titane, l'apatite est dénaturée par le titane de sorte que son activité biologique est très faible ou nulle.In addition research has shown (Institute of Material
Science, Sichuan University, China) that in plasma apatite-deposited hydroxyapatite deposits on titanium implants, apatite is denatured by titanium so that its biological activity is very low or zero.
On connaît également (EP 0 328 041 - Mitsubishi) un implant en zircone comportant un revêtement formé d'un mélange de
TCP (phosphate de tricalcium) ou de HAP (hydroxy-apatite) et de zircone. Ce revêtement est déposé par un procédé barbotine. Le corps de l'implant est immergé dans un mélange de zircone et d'hydroxy-apatite, puis il est fritté à une température comprise entre 1250 C et 1500 C pendant une durée de 2 à 24 heures.It is also known (EP 0 328 041 - Mitsubishi) a zirconia implant comprising a coating formed of a mixture of
TCP (tricalcium phosphate) or PAH (hydroxyapatite) and zirconia. This coating is deposited by a slip process. The body of the implant is immersed in a mixture of zirconia and hydroxyapatite, and is then sintered at a temperature between 1250 C and 1500 C for a period of 2 to 24 hours.
Ce procédé possède l'inconvénient de changer la structure cristalline du corps de l'implant. La zircone pure existe sous trois variétés cristallographiques, respectivement monoclinique, tétragonale, et cubique. La variété monoclinique est stable jusqu'à 1170 C, température à laquelle elle se transforme en zircone tétragonale stable jusqu'à 2370 C. Ensuite la structure devient cubique jusqu'à sa fusion à 2680 C. This method has the disadvantage of changing the crystal structure of the body of the implant. Pure zirconia exists under three crystallographic varieties, respectively monoclinic, tetragonal, and cubic. The monoclinic variety is stable up to 1170 C, at which temperature it transforms into stable tetragonal zirconia up to 2370 C. Then the structure becomes cubic until it melts at 2680 C.
Les implants dentaires sont fabriqués en zircone partiellement stabilisée par adjonction d'un élément dopant. Par suite de la température à laquelle il est soumis, le corps de l'implant passe en phase monoclinique dont la résistance mécanique est beaucoup moins élevée que celle de la zircone tétragonale. Dental implants are made of partially stabilized zirconia by adding a doping element. As a result of the temperature to which it is subjected, the body of the implant goes into the monoclinic phase whose mechanical strength is much lower than that of the tetragonal zirconia.
On a également effectué des dépôts d'apatite par projection plasma sur un corps en zircone. Mais ce revêtement possède une cohésion très faible. Son adhérence au corps est mauvaise, et il est facilement éliminé.Apatite deposits were also made by plasma spraying on a zirconia body. But this coating has a very weak cohesion. Its adhesion to the body is bad, and it is easily eliminated.
Ainsi il n'existait jusqu'à présent aucun procédé de revêtement d'un substrat tel qu'un implant dentaire permettant d'obtenir simultanément un effet biologique durable, une cohésion et une adhésion du revêtement fortes, et ceci sans nuire aux qualités mécaniques du substrat.Thus, up to now, there has been no method of coating a substrate such as a dental implant that makes it possible simultaneously to obtain a lasting biological effect, a cohesion and a strong adhesion of the coating, and this without impairing the mechanical properties of the substrate. substrate.
La présente invention a précisément pour objet un procédé de revêtement qui remédie à ces inconvénients de l'art antérieur. Il permet d'assurer une liaison solide de la couche de revêtement, et particulièrement du matériau biologique sur le substrat. Cette liaison est primordiale dans le cas d'une application en implantologie car, si un détachement se produit, on assiste à une montée des macrophages et d'une inflammation. Le revêtement permet en outre d'empêcher que le matériau biologique soit dénaturé par un métal.The present invention specifically relates to a coating process that overcomes these disadvantages of the prior art. It ensures a solid bond of the coating layer, and particularly the biological material on the substrate. This connection is essential in the case of an application in implantology because, if a detachment occurs, there is a rise in macrophages and inflammation. The coating further prevents the biological material from being denatured by a metal.
Ce résultat est obtenu par le fait que le revêtement comporte une phase vitreuse et par le fait que l'on dépose ledit revêtement par projection plasma.This result is obtained by the fact that the coating comprises a vitreous phase and by the fact that said coating is deposited by plasma spraying.
La phase vitreuse assure un accrochage solide et remédie au détachement et à la faible cohésion observés antérieurement. De plus, cette phase vitreuse protège le matériau biologique contre la dénaturation en cas de dépôt sur un métal. Le dépôt plasma ne change pas la structure cristallographique d'un implant en zircone parce que l'élévation de température est très faible et en tout cas inférieure à 120 C. Par ailleurs, la cohésion et l'adhérence de la couche sont considérablement renforcées.The vitreous phase ensures a solid attachment and overcomes the detachment and weak cohesion observed previously. In addition, this vitreous phase protects the biological material against denaturation in case of deposit on a metal. Plasma deposition does not change the crystallographic structure of a zirconia implant because the temperature rise is very low and in any case less than 120 C. In addition, the cohesion and adhesion of the layer are considerably enhanced.
Des essais d'adhérence ont permis de relever des valeurs de résistance à l'arrachement supérieures à 60 MPa/m2. On a mesuré notamment les valeurs suivantes:
Substrat Sous-couche Couche finale Résistance
(MPa)
Zr02 mélange ZrO2/SiO2 62
ZrO2 mél. Zr02/SiO2 mél. Sio2/HAP 57
ZrO2 mélange ZrO2/SiO2 HAP 56
ZrO2 HAP 12
Dans les trois premiers cas, la rupture de l'assemblage s'est produite du côté opposé au revêtement. Dans le quatrième cas (dépôt d'hydroxy-apatite directement sur le substrat), la résistance à l'arrachement reste acceptable au regard de la norme qui fixe une valeur admissible de 10
MPa/m2. On constate cependant que la présence de silice, soit en tant que sous couche, soit mélangée à l'hydroxyapatite, permet de multiplier cette résistance par plus de quatre.Adhesion tests revealed tear strength values greater than 60 MPa / m2. The following values have been measured:
Substrate Undercoat Resistance End Coat
(MPa)
ZrO2 ZrO2 / SiO2 mixture 62
ZrO2 mel. ZrO2 / SiO2 mel. Sio2 / HAP 57
ZrO2 mixture ZrO2 / SiO2 HAP 56
ZrO2 PAH 12
In the first three cases, the failure of the assembly occurred on the opposite side to the coating. In the fourth case (deposition of hydroxyapatite directly on the substrate), the peel strength remains acceptable with respect to the standard which sets a permissible value of 10.
MPa / m2. However, it is found that the presence of silica, either as an undercoat or mixed with hydroxyapatite, makes it possible to multiply this resistance by more than four.
Un autre inconvénient des revêtements connus réside dans le fait que la durée d'activité de l'hydroxy-apatite est limitée à trois ou quatre années. Passé ce temps, la liaison biochimique disparaît et une couche protéinique apparaît, ce qui conduit à l'échec. L'invention y remédie par le fait qu'au moins l'un des matériaux biologiquement actifs est apte à provoquer la cristallisation naturelle d'un autre matériau biologiquement actif. Cette caractéristique permet d'obtenir un revêtement dont la bioactivité se renouvelle de manière permanente. Il permet de recristalliser l'hydroxy-apatite et de maintenir la liaison avec l'os. Another disadvantage of the known coatings lies in the fact that the duration of activity of hydroxyapatite is limited to three or four years. After this time, the biochemical bond disappears and a protein layer appears, which leads to failure. The invention overcomes this by the fact that at least one of the biologically active materials is capable of causing the natural crystallization of another biologically active material. This characteristic makes it possible to obtain a coating whose bioactivity is permanently renewed. It makes it possible to recrystallize the hydroxyapatite and maintain the bond with the bone.
Le matériau qui est apte à provoquer la cristallisation naturelle d'un autre matériau biologiquement actif, de préférence la silice ou un matériau à base de silice, peut constituer en lui-même la phase vitreuse. Il assure ainsi deux fonctions distinctes. D'une part il assure la liaison et la cohésion du revêtement; d'autre part il constitue une "pompe" qui assure un renouvellement en permanence du matériau biologiquement actif. La silice permet la cristallisation d'hydroxy-apatite parce qu'il existe dans l'organisme une hydratation qui permet la réaction suivante:
silo2 + 2H20 === > Si(OH-)4
La silice hydratée Si(OH-)4, ou gel de silice, entraîne une cristallisation d'hydroxy-apatite par attraction de
Ca++(OH-)2 et de Po4
La présence d'un revêtement sur l'implant apporte encore un autre avantage. En effet, le module d'élasticité (module d'Young E) du revêtement est proche de celui de l'os, alors que celui du matériau de base (la zircone ou le titane) est bien plus élevé. La présence du revêtement a par suite pour effet de limiter certaines contraintes sur l'os, en particulier les contraintes de cisaillement. La régénération permanente du revêtement par cristallisation naturelle, qui s'effectue comme on l'a décrit plus haut, permet ainsi une limitation durable de ces contraintes, ce qui est un avantage considérable pour un succès durable de l'implantation.The material which is capable of causing the natural crystallization of another biologically active material, preferably silica or a silica-based material, can constitute in itself the glassy phase. It thus ensures two distinct functions. On the one hand it ensures the bond and cohesion of the coating; on the other hand it constitutes a "pump" which ensures a constant renewal of the biologically active material. Silica allows the crystallization of hydroxy-apatite because there is hydration in the body that allows the following reaction:
silo2 + 2H20 ===> Si (OH-) 4
Silicated silica Si (OH-) 4, or silica gel, causes crystallization of hydroxyapatite by
Ca ++ (OH-) 2 and Po4
The presence of a coating on the implant provides yet another advantage. Indeed, the modulus of elasticity (Young's modulus E) of the coating is close to that of the bone, while that of the base material (zirconia or titanium) is much higher. The presence of the coating consequently has the effect of limiting certain stresses on the bone, in particular the shear stresses. The permanent regeneration of the coating by natural crystallization, which is carried out as described above, thus allows a lasting limitation of these constraints, which is a considerable advantage for a lasting success of the implantation.
Selon une variante particulière du procédé de l'invention, on prépare un mélange du matériau biologiquement actif et du matériau destiné à former la phase vitreuse, et on dépose ce mélange par projection plasma.According to a particular variant of the process of the invention, a mixture of the biologically active material and the material intended to form the vitreous phase is prepared, and this mixture is deposited by plasma spraying.
Selon une autre variante particulière du procédé de l'invention, on dépose une couche du matériau de structure amorphe sur l'implant par projection plasma, puis une couche dudit matériau biologiquement actif sur ladite couche de structure amorphe, également par projection plasma.According to another particular variant of the method of the invention, a layer of amorphous structure material is deposited on the implant by plasma spraying, then a layer of said biologically active material on said amorphous structure layer, also by plasma spraying.
Dans une variante préférée on dépose par projection plasma une sous-couche sur l'implant préalablement à une ou plusieurs couches, cette sous-couche étant constituée d'un mélange du matériau de base formant le corps de l'implant et dudit matériau apte à provoquer la cristallisation naturelle d'un matériau biologiquement actif.In a preferred variant, a sublayer is deposited by plasma spraying on the implant prior to one or more layers, this underlayer consisting of a mixture of the base material forming the body of the implant and said material capable of cause the natural crystallization of a biologically active material.
Le matériau de structure amorphe est choisi dans le groupe comprenant la silice, les borates, les silicates, les phosphates et le matériau biologiquement actif est choisi dans le groupe comprenant la silice et les composés du phosphate, notamment l'apatite et le phosphate de tricalcium.The amorphous structure material is selected from the group comprising silica, borates, silicates, phosphates and the biologically active material is selected from the group comprising silica and phosphate compounds, in particular apatite and tricalcium phosphate. .
L'invention concerne également un implant, notamment dentaire, revêtu d'un revêtement selon l'invention.The invention also relates to an implant, in particular a dental implant, coated with a coating according to the invention.
Par ailleurs l'invention concerne un procédé de réalisation d'un couplage par liaison chimique de produits organiques et en particulier de protéines sur un solide phosphocalcique, ce couplage étant caractérisé par la présence d'une liaison chimique entre la molécule organique et un groupe fonctionnel présent sur un silane monomère ou polymère qui réagit avec le solide phosphocalcique par l'intermédiaire de la présence de silice dans la phase minérale.Moreover, the invention relates to a method for producing a coupling by chemical bonding of organic products and in particular of proteins on a phosphocalcic solid, this coupling being characterized by the presence of a chemical bond between the organic molecule and a functional group. present on a monomeric or polymeric silane which reacts with the phosphocalcic solid via the presence of silica in the mineral phase.
De plus l'invention concerne un procédé de conjugaison de peptides sur des macromolécules liées à des surfaces minérales phosphocalciques et des dépôts plasma par l'intermédiaire de silanes fonctionnalisés intégrés sur leur surface par des réactions silanes-silice rendues possibles par l'adjonction de silice dans la phase minérale dans une proportion variant entre 1 % et 99 t. In addition, the invention relates to a method of conjugating peptides on macromolecules bound to phosphocalcic mineral surfaces and to plasma deposition via functionalized silanes integrated on their surface by silane-silica reactions made possible by the addition of silica. in the mineral phase in a proportion varying between 1% and 99 t.
L'intérêt d'avoir un revêtement phosphocalcique contenant de lthydroxy-apatite est bien connu. I1 est cependant difficile d'obtenir une surface minérale phosphocalcique avec des protéines organiques. En effet celles-ci doivent être ajoutées à la fin d'un processus de fabrication à cause de leur faible stabilité thermique. Or, le seul moyen accessible est l'adsorption qui est en partie réversible et qui dépend de la surface spécifique et du potentiel de surface qui sont difficiles à maîtriser tant dans des produits massifs que dans des dépôts. La désorption de protéines ou de médicaments a l'inconvénient de relarguer de fortes concentrations initiales et le reste lentement par la suite.The interest of having a phosphocalcic coating containing hydroxyapatite is well known. However, it is difficult to obtain a phosphocalcic mineral surface with organic proteins. Indeed these must be added at the end of a manufacturing process because of their low thermal stability. However, the only accessible means is the adsorption which is partly reversible and which depends on the surface area and the surface potential which are difficult to control both in massive products and in deposits. The desorption of proteins or drugs has the disadvantage of releasing high initial concentrations and the rest slowly thereafter.
La présence de silice dans un solide phosphocalcique ou dans un dépôt de surface présente l'intérêt majeur de pouvoir y greffer des acides aminés, des peptides, des protéines et même des médicaments. En effet, il est possible, par l'intermédiaire dune classe de réactifs connus sous le nom de silanes de faire réagir la silice en présence d'humidité pour former des ponts Si-O-Si. On obtient par cette méthode un groupe fonctionnel (celui qui était sur le silane de départ) lié ou même intégré sur la masse de silice. Un exemple typique de réalisation de fonctionnalisation consiste à faire réagir l'aminopropyltriméthoxysilane sur la silice pour obtenir une silice avec une fonction aminopropyl. Cette fonction aminée est ensuite utilisée pour coupler à température ambiante une molécule organique (comme une protéine) avec un aldéhyde comme par exemple la glutaraldéhyde. On obtient ainsi un solide minéral avec une molécule organique liée par une liaison chimique. Ceci permet de contrôler la dose de molécules organiques liées au substrat. Dans le cas de protéines à activité biologique forte à des concentrations faibles, il est indispensable de maîtriser les concentrations et aussi les conformations réactives. Ceci est obtenu en utilisant la liaison chimique avec la silice pour fixer une macromolécule (par exemple l'albumine) qui va ensuite se conjuguer avec la protéine réactive pour donner un complexe dont on peut ajuster les propriétés. On évite ainsi la désactivation des protéines bioactives par changement conformationel dû à l'adsorption sur un support minéral.The presence of silica in a phosphocalcic solid or in a surface deposit has the major advantage of being able to graft amino acids, peptides, proteins and even drugs. Indeed, it is possible, through a class of reagents known as silanes, to react the silica in the presence of moisture to form Si-O-Si bridges. By this method is obtained a functional group (that which was on the starting silane) bonded or even integrated on the mass of silica. A typical embodiment of functionalization is to react the aminopropyltrimethoxysilane on the silica to obtain a silica with an aminopropyl function. This amine function is then used to couple at ambient temperature an organic molecule (such as a protein) with an aldehyde such as glutaraldehyde. A mineral solid is thus obtained with an organic molecule bound by a chemical bond. This makes it possible to control the dose of organic molecules bound to the substrate. In the case of proteins with strong biological activity at low concentrations, it is essential to control the concentrations and also the reactive conformations. This is achieved by using the chemical bond with silica to fix a macromolecule (eg albumin) which will then conjugate with the reactive protein to provide a complex whose properties can be adjusted. This prevents the deactivation of bioactive proteins by conformational change due to adsorption on a mineral support.
Les combinaisons hydroxy-apatite-organique sont déjà connues mais n'ont pas les mêmes propriétés. En effet, ces combinaisons sont des mélanges simples ou des produits d'insertion de petites molécules dans les tunnels de l'apatite, ou encore des greffages d'entités organiques par l'intermédiaire d'esters phosphoriques. Ces combinaisons ne permettent pas de fabriquer des revêtements bioactifs, en particulier des dépôts plasma.The hydroxy-apatite-organic combinations are already known but do not have the same properties. Indeed, these combinations are simple mixtures or small molecule insertion products in the tunnels of apatite, or else grafting organic entities via phosphoric esters. These combinations do not make it possible to manufacture bioactive coatings, in particular plasma deposits.
Une autre variante consiste à faire réagir, à la place du silane, un silane oligomère (ou un silicone à faible poids moléculaire) qui polymérise ou s'attache à la surface du dépôt minéral. La présence de silice possède l'avantage de mieux accrocher le polymère siliconé, ce qui permet ensuite de fait réagir ses groupes fonctionnels dans de meilleures conditions.Another alternative is to react, in place of the silane, an oligomeric silane (or a low molecular weight silicone) which polymerizes or attaches to the surface of the mineral deposit. The presence of silica has the advantage of better catching the silicone polymer, which then makes it possible to react its functional groups under better conditions.
Pour tout ce qui vient d'être décrit, la concentration en silice dans le solide phosphocalcique peut varier de 1 % à 99 %. De plus, le pontage peut aussi être réalisé avec un titanate ou un zirconate à la place du silane. On connaît aussi la réactivité des silanes envers les borates, titanates et zirconates, ce qui implique que les liaisons organique-minéral pourraient être réalisées par l'intermédiaire de silanes réagissant sur des oxydes de silicium, bore, titane, zircone ou de toute combinaison de verres borosilicatés présents dans le substrat.For all that has just been described, the concentration of silica in the phosphocalcic solid can vary from 1% to 99%. In addition, the bridging can also be carried out with a titanate or a zirconate in place of the silane. The reactivity of the silanes towards the borates, titanates and zirconates is also known, which implies that the organic-mineral bonds could be produced by means of silanes reacting with oxides of silicon, boron, titanium, zirconia or any combination of borosilicate glasses present in the substrate.
On décrit ci-après quatre exemples de réalisation particuliers d'un revêtement conforme à l'invention, donnés à titre illustratif et nullement limitatif.Four specific embodiments of a coating according to the invention, given by way of illustration and in no way limiting, are described below.
Exemple 1
On a réalisé un revêtement par projection plasma sur un implant en zircone ytrriée. Ce revêtement comportait une première couche (sous-couche) constituée d'un mélange de zircone et de silice. Ce mélange contenait 50 % en poids de zircone et 50 % de silice. Sur cette première couche on a projeté, également par projection plasma, une seconde couche constituée d'un mélange, en proportions égales, de silice et d'hydroxy-apatite. L'épaisseur de la première et de la seconde couche était de 25 p. La projection de la seconde a débuté moins de dix secondes après la fin de la projection première pour assurer une bonne liaison entre elles.Example 1
Plasma spray coating was performed on a yttria zirconia implant. This coating had a first layer (underlayer) consisting of a mixture of zirconia and silica. This mixture contained 50% by weight of zirconia and 50% of silica. On this first layer was projected, also by plasma spraying, a second layer consisting of a mixture, in equal proportions, of silica and hydroxyapatite. The thickness of the first and second layers was 25 p. The projection of the second began less than ten seconds after the end of the first projection to ensure a good connection between them.
Exemple 2
On a réalisé un revêtement par projection plasma sur un implant en titane. Ce revêtement comportait une première couche constituée exclusivement de silice, et une seconde couche constituée exclusivement d'hydroxy-apatite.Example 2
Plasma spray coating was performed on a titanium implant. This coating comprised a first layer consisting exclusively of silica, and a second layer consisting exclusively of hydroxyapatite.
L'épaisseur de la première était de 20 p et celle de la seconde couche de 25 p. The thickness of the first was 20 per cent and that of the second 25 per cent.
Exemple 3
On a réalisé un revêtement par projection plasma sur un implant en zircone ytrriée. Ce revêtement comportait une couche unique constituée d'un mélange de silice et d'hydroxy-apatite. L'épaisseur de cette couche était de 30 p. Ce mélange contenait 50 % en poids de silice et 50 % de hydroxy-apatite.Example 3
Plasma spray coating was performed on a yttria zirconia implant. This coating comprised a single layer consisting of a mixture of silica and hydroxyapatite. The thickness of this layer was 30%. This mixture contained 50% by weight of silica and 50% of hydroxyapatite.
Exemple 4
On a réalisé un revêtement par projection plasma sur un implant en zircone. Ce revêtement comportait une couche constituée exclusivement de silice. L'épaisseur de cette couche était de 40 . I1 a été constaté que ce revêtement de silice était suffisant pour assurer la bioactivité de l'implant. Example 4
Plasma spray coating was performed on a zirconia implant. This coating included a layer consisting exclusively of silica. The thickness of this layer was 40. It has been found that this silica coating is sufficient to ensure the bioactivity of the implant.
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- 1994-05-27 FR FR9406442A patent/FR2720278B1/en not_active Expired - Fee Related
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