RU2348744C1 - Method of calcium-phosphate coating of titanium and titanium alloy implants - Google Patents
Method of calcium-phosphate coating of titanium and titanium alloy implants Download PDFInfo
- Publication number
- RU2348744C1 RU2348744C1 RU2007126453/02A RU2007126453A RU2348744C1 RU 2348744 C1 RU2348744 C1 RU 2348744C1 RU 2007126453/02 A RU2007126453/02 A RU 2007126453/02A RU 2007126453 A RU2007126453 A RU 2007126453A RU 2348744 C1 RU2348744 C1 RU 2348744C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- calcium
- titanium
- coating
- voltage
- current density
- Prior art date
Links
Images
Landscapes
- Materials For Medical Uses (AREA)
Abstract
Description
Изобретение относится к медицинской технике, в частности к электрохимическому нанесению биоактивных покрытий на имплантаты из титана и титансодержащих сплавов, и может быть использовано в травматологии и ортопедии.The invention relates to medical equipment, in particular to the electrochemical deposition of bioactive coatings on implants made of titanium and titanium-containing alloys, and can be used in traumatology and orthopedics.
Известен способ нанесения покрытия на имплантат из титана и его сплавов [пат. РФ №2154463, опубл. 20.08.2000], включающий анодирование имплантата импульсным током в условиях искрового разряда в насыщенном растворе гидроксиапатита в фосфорной кислоте с концентрацией 5-20% или 3-5% суспензии гидроксиапатита дисперсностью менее 100 мкм в этом насыщенном растворе. Полученное покрытие содержит оксиды титана, кальция и фосфора.A known method of coating an implant made of titanium and its alloys [US Pat. RF №2154463, publ. 08/20/2000], including anodizing the implant by pulsed current under conditions of spark discharge in a saturated solution of hydroxyapatite in phosphoric acid with a concentration of 5-20% or 3-5% suspension of hydroxyapatite with a dispersion of less than 100 microns in this saturated solution. The resulting coating contains oxides of titanium, calcium and phosphorus.
Недостатком известного способа являются сравнительно низкие биоактивные и защитные свойства покрытия, полученного с его помощью, обусловленные малой толщиной покрытия (3-20 мкм), не обеспечивающей антикоррозионной защиты имплантата, а также соотношением кальция и фосфора в покрытии (Са/Р=0,3-0,4), значительно меньшим этого соотношения в костной ткани. Кроме того, анодирование в кислой среде приводит к растворению возможных компонентов титанового сплава (алюминия, циркония, молибдена, марганца, ванадия) с их последующим внедрением в покрытие. Присутствие этих компонентов в составе покрытия способно отрицательно влиять на свойства имплантата, вызывая аллергические и воспалительные процессы в тканях человеческого организма.The disadvantage of this method is the relatively low bioactive and protective properties of the coating obtained with it, due to the small coating thickness (3-20 μm), which does not provide corrosion protection for the implant, as well as the ratio of calcium and phosphorus in the coating (Ca / P = 0.3 -0.4), significantly less than this ratio in bone tissue. In addition, anodizing in an acidic medium leads to the dissolution of the possible components of a titanium alloy (aluminum, zirconium, molybdenum, manganese, vanadium) with their subsequent introduction into the coating. The presence of these components in the coating composition can adversely affect the properties of the implant, causing allergic and inflammatory processes in the tissues of the human body.
Наиболее близким к заявляемому способу является способ формирования покрытий на поверхности имплантатов, изготовленных из титана и титановых сплавов [пат. РФ №2291918, опубл. 20.01.2007], плазменно-электролитической обработкой имплантата путем его анодирования в условиях искрового разряда в растворе фосфорной кислоты, содержащей гидроксиапатит и карбонат кальция, при этом анодирование ведут импульсным током со следующими параметрами: время импульса 50-200 мкс; частота следования импульсов 50-100 Гц; начальная плотность тока 0,2-0,25 А/мм2; конечное напряжение 100-300 В. Полученное покрытие толщиной 40-80 мкм содержит, мас.%: титанат кальция 7-9, пирофосфат титана 16-28, кальций-фосфатные соединения - остальное.Closest to the claimed method is a method of forming coatings on the surface of implants made of titanium and titanium alloys [US Pat. RF №2291918, publ. January 20, 2007], by plasma-electrolytic treatment of the implant by anodizing it under spark discharge in a solution of phosphoric acid containing hydroxyapatite and calcium carbonate, the anodization being carried out by a pulse current with the following parameters: pulse time 50-200 μs; pulse repetition rate of 50-100 Hz; the initial current density of 0.2-0.25 A / mm 2 ; final voltage of 100-300 V. The resulting coating with a thickness of 40-80 microns contains, wt.%: calcium titanate 7-9, titanium pyrophosphate 16-28, calcium phosphate compounds - the rest.
Недостатком известного способа являются невысокие биоактивные и остеоиндуктивные свойства получаемого с его помощью покрытия в связи с тем, что в покрытии содержится значительное количество титана, за счет чего в нем уменьшается содержание кальция и фосфора. При этом в опубликованной работе авторов известного способа [Ю.Р.Колобов, Ю.П.Шаркеев, А.В.Карлов и др. Биокомпозиционный материал с высокой совместимостью для травматологии и ортопедии. Деформация и разрушение материалов. №4, 2005, с.2-8] показано, что в покрытиях, полученных на титане в условиях, идентичных описанным в известном способе, отношение кальций/фосфор (Са/Р) составляет 0,4, что заметно ниже этого соотношения в костной ткани.The disadvantage of this method is the low bioactive and osteoinductive properties of the coating obtained with its use due to the fact that the coating contains a significant amount of titanium, due to which the content of calcium and phosphorus decreases. Moreover, in the published work of the authors of the known method [Yu.R. Kolobov, Yu.P. Sharkeev, A.V. Karlov and others. Biocomposite material with high compatibility for traumatology and orthopedics. Deformation and destruction of materials. No. 4, 2005, p.2-8] it is shown that in coatings obtained on titanium under conditions identical to those described in the known method, the ratio of calcium / phosphorus (Ca / P) is 0.4, which is significantly lower than this ratio in bone tissue.
Задачей изобретения является разработка способа нанесения кальций-фосфатного покрытия на имплантаты из титана и его сплавов, обеспечивающего повышение биоактивных и остеоиндуктивных свойств получаемого с его помощью покрытия за счет оптимизации качественного состава покрытия и увеличения соотношения Са/Р в покрытии.The objective of the invention is to develop a method of applying a calcium phosphate coating on implants made of titanium and its alloys, which provides an increase in the bioactive and osteoinductive properties of the coatings obtained by using it by optimizing the quality of the coating composition and increasing the Ca / P ratio in the coating.
Поставленная задача решается способом нанесения кальций-фосфатного покрытия на имплантаты из титана и его сплавов путем плазменно-электролитической обработки импульсным током в электролите, содержащем соединения фосфора и кальция, при этом в отличие от известного способа, обработку проводят при длительности импульсов тока 0,0033-0,02 секунд первоначально в монополярном гальваностатическом режиме при эффективном значении плотности тока 3-5 А/см2 и конечном напряжении формирования 350-380 В в течение 10-15 мин, затем в течение 3-5 мин в биполярном режиме с потенциодинамической анодной составляющей при росте напряжения от 0 до 280-300 В и гальваностатической катодной составляющей с эффективной плотностью тока 1,0-1,5 А/см2, при этом в качестве соединений фосфора и кальция электролит содержит, г/л:The problem is solved by the method of applying a calcium-phosphate coating to implants made of titanium and its alloys by plasma-electrolytic treatment with pulsed current in an electrolyte containing phosphorus and calcium compounds, while in contrast to the known method, the treatment is carried out with a current pulse duration of 0.0033- 0.02 seconds initially in a monopolar galvanostatic mode with an effective current density of 3-5 A / cm 2 and a final formation voltage of 350-380 V for 10-15 minutes, then for 3-5 minutes in a bipolar mode with a potentiodynamic anode component with increasing voltage from 0 to 280-300 V and a galvanostatic cathode component with an effective current density of 1.0-1.5 A / cm 2 , while the electrolyte contains phosphorus and calcium compounds, g / l:
Способ осуществляют следующим образом. Имплантат, выполненный из титана или его сплава, погружают в водный раствор электролита, содержащий 25-30 г/л кальция лимоннокислого (цитрата кальция) и 25-30 г/л фосфата натрия двухзамещенного, и проводят плазменно-электролитическую обработку в два этапа. Первый этап включает обработку импульсным током в монополярном гальваностатическом режиме при эффективном значении плотности тока 3-5 А/см2 и конечном напряжении формирования 350-380 В в течение 10-15 мин. На втором этапе используют комбинированный биполярный процесс, при этом анодная составляющая является потенциодинамической с ростом напряжения от 0 до 280-300 В, катодная составляющая - гальваностатической с эффективным значением плотности тока 1,0-1,5 А/см2. Длительность анодных и катодных импульсов (τа/τk=1) равна 0,0033-0,02 сек. Продолжительность обработки в биполярном режиме составляет 3-5 мин. Температуру электролита поддерживают в пределах 25-30°С.The method is as follows. An implant made of titanium or its alloy is immersed in an aqueous electrolyte solution containing 25-30 g / l of calcium citrate (calcium citrate) and 25-30 g / l of sodium phosphate disubstituted, and plasma-electrolytic treatment is carried out in two stages. The first stage includes processing by a pulsed current in a monopolar galvanostatic mode with an effective current density of 3-5 A / cm 2 and a final formation voltage of 350-380 V for 10-15 minutes. At the second stage, a combined bipolar process is used, while the anode component is potentiodynamic with increasing voltage from 0 to 280-300 V, the cathode component is galvanostatic with an effective current density of 1.0-1.5 A / cm 2 . The duration of the anode and cathode pulses (τ a / τ k = 1) is 0.0033-0.02 sec. The processing time in bipolar mode is 3-5 minutes. The temperature of the electrolyte is maintained within 25-30 ° C.
В биполярном режиме обработки поверхность имплантата при его катодной поляризации насыщается ионами Са2+, которые, взаимодействуя с приходящими на поверхность имплантата при его анодной поляризации ионами HPO4 2-, образуют молекулы кальций-фосфатных соединений. Кроме того, в биполярном режиме плазменно-электролитической обработки в состав плазмы вовлекается большое количество элементов электролита, что обеспечивает на поверхности имплантата более интенсивный электрохимический синтез кальций-фосфатных соединений из соответствующих элементов.In the bipolar processing mode, the surface of the implant during its cathodic polarization is saturated with Ca 2+ ions , which, when interacting with the HPO 4 2- ions coming to the surface of the implant during its anodic polarization, form molecules of calcium phosphate compounds. In addition, in the bipolar mode of plasma-electrolytic treatment, a large number of electrolyte elements are involved in the plasma composition, which ensures a more intensive electrochemical synthesis of calcium phosphate compounds from the corresponding elements on the implant surface.
Ионы Ti4+, выходящие в электролит с поверхности обрабатываемого имплантата, легко связываются с цитратным анионом в растворимые цитратные комплексы, которые остаются в растворе, что позволяет избежать осаждения нерастворимых гидроксидов титана, в частности, на формируемом покрытии.Ti 4+ ions entering the electrolyte from the surface of the treated implant readily bind to the citrate anion in soluble citrate complexes that remain in solution, which avoids the deposition of insoluble titanium hydroxides, in particular, on the formed coating.
В результате обработки на поверхности имплантата из титана или его сплава формируется покрытие светло-серого цвета толщиной до 100 мкм, в состав которого, как показывают результаты ренттенофазового анализа, входят β-фосфат кальция трехзамещенный Са3(PO4)2 и гидроксиапатит кальция Са10(PO4)6(ОН)2.As a result of treatment, a light gray coating with a thickness of up to 100 μm is formed on the surface of the implant from titanium or its alloy, the composition of which, as shown by the results of X-ray phase analysis, includes calcium β-phosphate trisubstituted Ca 3 (PO 4 ) 2 and calcium hydroxyapatite Ca 10 (PO 4 ) 6 (OH) 2 .
Присутствие в составе покрытия трехзамещенного фосфата кальция, более растворимого, чем гидроксиапатит, увеличивает биологическую активность и остеоиндуктивные свойства поверхностного слоя, так как низкая растворимость гидроксиапатита служит причиной того, что костные клетки медленно усваивают входящий в его состав кальций и фосфор и кость медленно врастает в имплантат.The presence of trisubstituted calcium phosphate in the coating composition, which is more soluble than hydroxyapatite, increases the biological activity and osteoinductive properties of the surface layer, since the low solubility of hydroxyapatite causes the bone cells to slowly absorb calcium and phosphorus, and the bone slowly grows into the implant .
Рассчитанное согласно данным микрозондового рентгеноспектрального анализа соотношение кальций/фосфор (Са/Р) в полученном покрытии составляет 1,25-1,40, что близко к соотношению этих составляющих в костной ткани (1,67).The ratio of calcium / phosphorus (Ca / P) in the resulting coating calculated according to microprobe X-ray spectral analysis is 1.25-1.40, which is close to the ratio of these components in bone tissue (1.67).
С помощью атомно-силовой микроскопии были получены изображения поверхности слоев, снятые под прямым углом и под углом, отличным от 90°, которые наглядно показывают, что полученные покрытия обладают разветвленной пористой поверхностью (фиг.1-2).Using atomic force microscopy, surface images of the layers were obtained, taken at right angles and at angles other than 90 °, which clearly show that the coatings obtained have a branched porous surface (Figs. 1-2).
Разветвленная пористая поверхность полученного покрытия и его состав, близкий к минеральному составу костной ткани, обеспечивают быстрое вживление имплантата за счет того, что костная ткань прорастает в поры его поверхности. Кроме того, пористая поверхность дает возможность последующего заполнения пор лекарственными препаратами, например, антибиотиками, антиаллергическими средствами, с целью предотвращения воспалительных или аллергических процессов при врастании костной ткани в имплантат.The branched porous surface of the resulting coating and its composition close to the mineral composition of the bone tissue, ensure rapid implantation of the implant due to the fact that the bone tissue grows in the pores of its surface. In addition, the porous surface allows subsequent filling of the pores with drugs, for example, antibiotics, anti-allergic drugs, in order to prevent inflammatory or allergic processes when bone tissue grows into the implant.
Состав полученного покрытия и его структура обеспечивают отсутствие реакции со стороны иммунной системы (биосовместимость), быстрое срастание имплантата с костной тканью (биоактивность) и стимулирование остеосинтеза (остеоиндуктивность) имплантата.The composition of the resulting coating and its structure ensure the absence of a reaction from the immune system (biocompatibility), the rapid fusion of the implant with bone tissue (bioactivity) and the stimulation of osteosynthesis (osteoinductance) of the implant.
Таким образом, заявляемый способ позволяет получить на имплантате из титана или его сплава покрытие, которое благодаря своему составу, близкому к минеральному составу костной ткани, в том числе, соотношению Са/Р, сравнимому с соотношением, присущим костной ткани, и наличию системы разветвленных пор обладает более высокой биологической активностью и остеоиндуктивностью в сравнении с покрытием, полученным известным способом, что является техническим результатом изобретения.Thus, the claimed method allows to obtain a coating on an implant made of titanium or its alloy, which due to its composition is close to the mineral composition of bone tissue, including the Ca / P ratio, comparable to the ratio inherent in bone tissue, and the presence of a branched pore system has a higher biological activity and osteoinductance in comparison with the coating obtained in a known manner, which is the technical result of the invention.
Примеры конкретного осуществления способаExamples of specific implementation of the method
В качестве источника тока использовали реверсивный тиристорный агрегат типа ТЕР4-100.460Н-2-2УХЛ4. Параметры обработки задавали и контролировали с помощью автоматизированной системы управления и контроля, включающей кроме источника тока контрольно-измерительный блок и персональный компьютер со специальным программным обеспечением.As a current source, a reversible thyristor unit of the TER4-100.460N-2-2UHL4 type was used. The processing parameters were set and controlled using an automated control and monitoring system, which, in addition to the current source, included a control and measuring unit and a personal computer with special software.
Толщину покрытий измеряли на поперечном шлифе образца с помощью оптического микроскопа.The thickness of the coatings was measured on a transverse section of the sample using an optical microscope.
Фазовый состав покрытий определяли на рентгеновском дифрактометре D8 Advance (производство фирмы Bruker, Германия) по методу Брегг-Брентано с вращением образца в Cu Kα-излучении. При выполнении рентгенофазового анализа использована программа поиска EVA с банком данных PDF-2 порошковых образцов.The phase composition of the coatings was determined on a D8 Advance X-ray diffractometer (manufactured by Bruker, Germany) according to the Bragg-Brentano method with rotation of the sample in Cu K α radiation. When performing x-ray phase analysis, an EVA search program with a PDF-2 database of powder samples was used.
Концентрацию различных элементов на поверхности покрытия, а также распределение элементов по сечению покрытия определяли методом электронного микрозондового анализа с помощью рентгеноспектрального микроанализатора IXA-5A (JEOL, Japan), электронного микрозонда ЕРМА-8705 (Shimadzu, Japan) и сканирующего микроскопа S2400 (Hitachi, Japan), снабженного рентгеноэлектронным микроанализатором (Horbia, Japan).The concentration of various elements on the coating surface, as well as the distribution of elements over the coating cross section, was determined by electron microprobe analysis using an IXA-5A X-ray microanalyzer (JEOL, Japan), an EPMA-8705 electron microprobe (Shimadzu, Japan) and an S2400 scanning microscope (Hitachi, Japan ) equipped with an X-ray microanalyzer (Horbia, Japan).
Содержание элементов в изучаемом образце оценивали путем сравнения интенсивности линий в исследуемом образце и эталоне (образце сравнения):The content of elements in the test sample was evaluated by comparing the intensity of the lines in the test sample and the standard (comparison sample):
где 
Дополнительно элементный состав покрытий исследовали с помощью лазерного масс-спектрометра ЭМАЛ-2. Полученные изотопные фотоспектры обрабатывали на автоматизированном микрофотометре с записью спектров на персональный компьютер.Additionally, the elemental composition of the coatings was investigated using an EMAL-2 laser mass spectrometer. The obtained isotopic photospectra were processed on an automated microphotometer with recording spectra on a personal computer.
Топологию поверхности в плоскости и распределение высоты рельефа полученных покрытий изучали с помощью атомно-силового микроскопа (АСМ) SOLVER производства ЗАО NT-MDT (г.Зеленоград).The surface topology in the plane and the distribution of the relief height of the resulting coatings were studied using a SOLVER atomic force microscope (AFM) manufactured by NT-MDT, Zelenograd.
Обработке подвергали образцы в виде пластин размером 1,0×0,5 см, выполненные из титана марки ВТ1-0 (99,05%) или его сплавов ИР М2 (5-6% А1, 0,1-0,2% Re, остальное - Ti), ПТ 7М (1,8-2,5% А1,2,0-3,0% Zr, остальное - Ti).The samples were processed in the form of plates 1.0 × 0.5 cm in size, made of titanium grade VT1-0 (99.05%) or its alloys IR M2 (5-6% A1, 0.1-0.2% Re the rest is Ti), PT 7M (1.8-2.5% A1.2.0-3.0% Zr, the rest is Ti).
Первую стадию обработки осуществляли в гальваностатическом режиме, вторую стадию - в биполярном, при этом анодную поляризацию образца проводили в потенциодинамическом режиме, катодную - в гальваностатическом.The first processing stage was carried out in the galvanostatic mode, the second stage in the bipolar mode, while the anodic polarization of the sample was carried out in the potentiodynamic mode, and the cathodic polarization in the galvanostatic mode.
Обработку осуществляли при постоянном перемешивании электролита.The treatment was carried out with constant stirring of the electrolyte.
Электролит представлял собой водную суспензию.The electrolyte was an aqueous suspension.
Пример 1Example 1
Обработку образца, выполненного из титана ВТ1-0, осуществляли в электролите, содержащем, г/л: цитрат кальция - 30 и фосфат натрия двухзамещенный - 30, в две стадии. Эффективное значение плотности тока на первой стадии - 3 А/см2, напряжение - до 350 В, время обработки 10 мин. На второй стадии обработку осуществляли в биполярном режиме с напряжением от 0 до 280 В в ходе анодной поляризации и эффективной плотностью тока 1,0 А/см2 в ходе катодной поляризации. Время обработки на второй стадии 3 мин. Длительность импульсов (τa/τk=1) равна 0,0033 с.The processing of the sample made of titanium VT1-0 was carried out in an electrolyte containing, g / l: calcium citrate - 30 and sodium phosphate disubstituted - 30, in two stages. The effective current density at the first stage is 3 A / cm 2 , the voltage is up to 350 V, the processing time is 10 min. In the second stage, the processing was carried out in bipolar mode with a voltage from 0 to 280 V during the anodic polarization and an effective current density of 1.0 A / cm 2 during the cathodic polarization. The processing time in the second stage is 3 minutes The pulse duration (τ a / τ k = 1) is 0.0033 s.
Толщина полученного покрытия 100 мкм. Фазовый состав покрытия: Са10(PO4)6(ОН)2; - гидроксиапатит кальция и Са3(PO4)2 - трикальцийфосфат при соотношении Са/Р=1,4.The thickness of the resulting coating is 100 μm. The phase composition of the coating: Ca 10 (PO 4 ) 6 (OH) 2 ; - calcium hydroxyapatite and Ca 3 (PO 4 ) 2 - tricalcium phosphate with a ratio of Ca / P = 1.4.
Изображение поверхности покрытия, полученное методом атомно-силовой микроскопии, показано на фиг.1 и 2: 1 - снятое под прямым углом; 2 - снятое под углом, отличным от 90°. Увеличение х500.An image of the surface of the coating obtained by atomic force microscopy is shown in FIGS. 1 and 2: 1 — taken at right angles; 2 - taken at an angle other than 90 °. Magnification x500.
Пример 2.Example 2
Обработку образца из сплава ИР М2 осуществляли в две стадии в электролите по примеру 1. Эффективное значение плотности тока на первой стадии 5 А/см2, напряжение - до 380 В, время обработки 12 мин. На второй стадии обработку осуществляли в биполярном режиме с напряжением от 0 до 290 В в ходе анодной поляризации и эффективной плотностью тока 1,0 А/см2 при катодной поляризации. Время обработки на второй стадии 4 мин. Длительность импульсов (τa/τk=1) равна 0,0033 с.The sample processing from the IR M2 alloy was carried out in two stages in the electrolyte according to Example 1. The effective current density in the first stage is 5 A / cm 2 , the voltage is up to 380 V, the processing time is 12 min. In the second stage, the processing was carried out in bipolar mode with a voltage from 0 to 290 V during anodic polarization and an effective current density of 1.0 A / cm 2 at cathodic polarization. The processing time in the second stage is 4 minutes The pulse duration (τ a / τ k = 1) is 0.0033 s.
Толщина полученного покрытия 100 мкм. Фазовый состав покрытия аналогичен составу по примеру 1 при соотношении Са/Р=1,25.The thickness of the resulting coating is 100 μm. The phase composition of the coating is similar to that of example 1 with a Ca / P ratio of 1.25.
Пример 3Example 3
Обработку образца из сплава ПТ-7М осуществляли в электролите, содержащем, г/л: цитрат кальция 25, фосфат натрия двухзамещенный 25, в две стадии. Эффективное значение плотности тока на первой стадии 3 А/см2, напряжение - до 370 В, время обработки 15 мин. На второй стадии обработку осуществляли в биполярном режиме с напряжением от 0 до 280 В в ходе анодной поляризации и эффективной плотностью тока 1,3 А/см2 при катодной поляризации. Время обработки на второй стадии 5 мин. Длительность импульсов (τa/τk=1) равна 0,01 с.The sample was processed from the PT-7M alloy in an electrolyte containing, g / l: calcium citrate 25, sodium phosphate bisubstituted 25, in two stages. The effective current density at the first stage is 3 A / cm 2 , the voltage is up to 370 V, the processing time is 15 min. In the second stage, the processing was carried out in bipolar mode with a voltage from 0 to 280 V during anodic polarization and an effective current density of 1.3 A / cm 2 at cathodic polarization. The processing time in the second stage is 5 minutes The pulse duration (τ a / τ k = 1) is 0.01 s.
Толщина полученного покрытия 90 мкм. Фазовый состав покрытия аналогичен составу по примеру 1 при соотношении Са/Р=1,40.The thickness of the resulting coating is 90 μm. The phase composition of the coating is similar to that of example 1 with a ratio of Ca / P = 1.40.
Пример 4Example 4
Обработку образца из титана ВТ 1-0 осуществляли в электролите состава, аналогичного примеру 3, в две стадии. Эффективное значение плотности тока на первой стадии 5 А/см2, напряжение - до 360 В, время обработки 10 мин. На второй стадии обработку осуществляли в биполярном режиме с напряжением от 0 до 280 В при анодной поляризации и эффективной плотностью тока 1,5 А/см2 при катодной поляризации. Время обработки на второй стадии 5 мин. Длительность импульсов (τa/τk=1) равна 0,01 с.The processing of the sample from titanium VT 1-0 was carried out in an electrolyte composition similar to example 3 in two stages. The effective current density at the first stage is 5 A / cm 2 , the voltage is up to 360 V, the processing time is 10 min. In the second stage, the processing was carried out in bipolar mode with a voltage from 0 to 280 V at anodic polarization and an effective current density of 1.5 A / cm 2 at cathodic polarization. The processing time in the second stage is 5 minutes The pulse duration (τ a / τ k = 1) is 0.01 s.
Толщина полученной пленки 90 мкм. Фазовый состав покрытия аналогичен примеру 1. Соотношение Са/Р=1,30.The thickness of the obtained film is 90 μm. The phase composition of the coating is similar to example 1. The ratio of Ca / P = 1.30.
Пример 5Example 5
Обработку образца из сплава ИР М2 осуществляли в электролите, содержащем, г/л: цитрат кальция 27, фосфат натрия двухзамещенный 25, в две стадии. Эффективное значение плотности тока на первой стадии 3,5 А/см2, напряжение до 365 В, время обработки 10 мин. На второй стадии обработку осуществляли в биполярном режиме с напряжением от 0 до 300 В при анодной поляризации и эффективной плотностью тока 1,2 А/см2 при катодной поляризации. Время обработки на второй стадии 5 мин. Длительность импульсов (τa/τk=1) равна 0,02 с.The sample processing from the IR M2 alloy was carried out in an electrolyte containing, g / l: calcium citrate 27, sodium phosphate bisubstituted 25, in two stages. The effective current density at the first stage is 3.5 A / cm 2 , voltage up to 365 V, processing time 10 min. In the second stage, the processing was carried out in bipolar mode with a voltage from 0 to 300 V at anodic polarization and an effective current density of 1.2 A / cm 2 at cathodic polarization. The processing time in the second stage is 5 minutes The pulse duration (τ a / τ k = 1) is 0.02 s.
Толщина полученного покрытия 95 мкм. Фазовый состав покрытия аналогичен составу по примеру 1 при соотношении Са/Р=1,40.The thickness of the resulting coating is 95 μm. The phase composition of the coating is similar to that of example 1 with a ratio of Ca / P = 1.40.
Пример 6Example 6
Обработку образца из сплава ПТ-7М осуществляли в электролите, содержащем, г/л: цитрат кальция 28, фосфат натрия двухзамещенный 28, в две стадии. Эффективное значение плотности тока на первой стадии 4,5 А/см2, напряжение - до 380 В, время обработки 10 мин. На второй стадии обработку осуществляли в биполярном режиме с напряжением от 0 до 290 В при анодной поляризации и эффективной плотностью тока 1,5 А/см2 при катодной поляризации. Время обработки на второй стадии 3 мин. Длительность импульсов (τa/τk=1) равна 0,02 с.The sample was processed from the PT-7M alloy in an electrolyte containing, g / l: calcium citrate 28, sodium phosphate disubstituted 28, in two stages. The effective current density at the first stage is 4.5 A / cm 2 , the voltage is up to 380 V, the processing time is 10 min. In the second stage, the processing was carried out in bipolar mode with a voltage from 0 to 290 V at anodic polarization and an effective current density of 1.5 A / cm 2 at cathodic polarization. The processing time in the second stage is 3 minutes The pulse duration (τ a / τ k = 1) is 0.02 s.
Толщина полученного покрытия 100 мкм. Фазовый состав покрытия аналогичен составу по примеру 1 при соотношении Са/Р=1,30.The thickness of the resulting coating is 100 μm. The phase composition of the coating is similar to that of example 1 with a ratio of Ca / P = 1.30.
Claims (1)
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2007126453/02A RU2348744C1 (en) | 2007-07-11 | 2007-07-11 | Method of calcium-phosphate coating of titanium and titanium alloy implants |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2007126453/02A RU2348744C1 (en) | 2007-07-11 | 2007-07-11 | Method of calcium-phosphate coating of titanium and titanium alloy implants |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2348744C1 true RU2348744C1 (en) | 2009-03-10 |
Family
ID=40528660
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2007126453/02A RU2348744C1 (en) | 2007-07-11 | 2007-07-11 | Method of calcium-phosphate coating of titanium and titanium alloy implants |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| RU (1) | RU2348744C1 (en) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2575573C2 (en) * | 2011-06-03 | 2016-02-20 | Деру Гмбх | Method for producing implant coating and related implant |
| US9702037B2 (en) | 2011-06-03 | 2017-07-11 | DePuy Synthes Products, Inc. | Surgical implant |
-
2007
- 2007-07-11 RU RU2007126453/02A patent/RU2348744C1/en active
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2575573C2 (en) * | 2011-06-03 | 2016-02-20 | Деру Гмбх | Method for producing implant coating and related implant |
| US9702037B2 (en) | 2011-06-03 | 2017-07-11 | DePuy Synthes Products, Inc. | Surgical implant |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| EP1150620B1 (en) | Osteophilic implants | |
| Sandhyarani et al. | Fabrication, characterization and in-vitro evaluation of nanostructured zirconia/hydroxyapatite composite film on zirconium | |
| EP1997522B1 (en) | Method of controlling degradation time of a biodegradable device | |
| EP2189170A1 (en) | Method for manufacturing an anti-corrosive coating on an implant made from a bio-corrodible magnesium alloy and the implant resulting from the method | |
| DE102006060501A1 (en) | Forming corrosion-inhibiting anodized coating on bio-corrodible magnesium alloy implant, treats implant in aqueous or alcoholic solution containing specified ion concentration | |
| Gnedenkov et al. | Formation and properties of bioactive surface layers on titanium | |
| CH695985A5 (en) | Surface-modified implants. | |
| RU2291918C1 (en) | Calcium phosphate coating for titanium and its alloys, method for forming such coating | |
| KR20110082658A (en) | Titanium implant surface treatment method and implant manufactured by the same | |
| Alves et al. | A first insight on the bio-functionalization mechanisms of TiO2 nanotubes with calcium, phosphorous and zinc by reverse polarization anodization | |
| KR101297814B1 (en) | Preparing method of titanium membrane for guided bone regerneration | |
| Kim et al. | Functional elements coatings on the plasma electrolytic oxidation-treated Ti–6Al–4V alloy by electrochemical precipitation method | |
| US20090192628A1 (en) | Bone Substitute Material, Medical Material Comprising the Bone Substitute Material and Method for Manufacturing the Bone Substitute Material | |
| CN110528048A (en) | A kind of titanium alloy implant Bio-surface active coating and preparation method thereof | |
| JP4911855B2 (en) | Method for producing bone substitute material excellent in biocompatibility | |
| Lv et al. | Study on bioactivity of SLMed variable gradient TC4 biomedical porous scaffolds with micro-arc oxidation treatment | |
| RU2348744C1 (en) | Method of calcium-phosphate coating of titanium and titanium alloy implants | |
| Gnedenkov et al. | Formation of bioactive anticorrosion coatings on resorbable implants by plasma electrolytic oxidation | |
| Sharkeev et al. | Modification of titanium medical agraffe surface for suturing instruments with microarc oxidation method | |
| Chebodaeva et al. | Formation of a surface charged microarc coatings modified by boehmite nanoparticles | |
| Djendel et al. | Improved corrosion and adhesion properties of titanium alloy for endoprostheses applications using a two-step anodization method | |
| RU2771813C1 (en) | METHOD FOR OBTAINING A MODIFIED BIOCOATING WITH Fe-Cu NANOPARTICLES ON A TITANIUM IMPLANT | |
| Selimin et al. | Anodic oxidation of titanium for biomedical application | |
| Gao et al. | Corrosion and bone response of magnesium implants after surface modification by heat-self-assembled monolayer | |
| EP1891989A1 (en) | Process for the obtention of a degradation resistant surface layer on titanium materials |