RU2566060C1 - Bioactive coating of titanium implant inserted into individual's bone tissue - Google Patents
Bioactive coating of titanium implant inserted into individual's bone tissue Download PDFInfo
- Publication number
- RU2566060C1 RU2566060C1 RU2014115235/15A RU2014115235A RU2566060C1 RU 2566060 C1 RU2566060 C1 RU 2566060C1 RU 2014115235/15 A RU2014115235/15 A RU 2014115235/15A RU 2014115235 A RU2014115235 A RU 2014115235A RU 2566060 C1 RU2566060 C1 RU 2566060C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- titanium
- layers
- coating
- tio
- oxide
- Prior art date
Links
Images
Abstract
Description
Изобретение относится к области медицины и конкретно касается получения титановых имплантатов с биоактивным покрытием, предназначенным для введения в костную ткань для устранения костных дефектов с восстановлением в них костной ткани, в частности для изготовления различных титановых ортопедических и дентальных имплантатов.The invention relates to medicine and specifically relates to the production of titanium implants with a bioactive coating intended for insertion into bone tissue to eliminate bone defects with the restoration of bone tissue, in particular for the manufacture of various titanium orthopedic and dental implants.
Как известно из уровня техники, некоторые металлы или металлические сплавы, такие как титан, цирконий, гафний, тантал, ниобий или их сплавы, используют для образования относительно прочных связей с костной тканью. В частности, металлические имплантаты из титана и его сплавов, начиная приблизительно с 1950 года, известны благодаря их способности хорошо связываться с костной тканью. Такого рода связь Бранемарк назвал остеоинтеграцией (см. Branemark et al., «Osseointegrated implants in the treatment of the edentulous jaw. Experience from a 10-year period (Остеоинтегрированные имплантаты при лечении лишенной зубов челюсти. 10-летний опыт)», Scand. J. Plast. Reconstr., II, suppi 16 (1977)).As is known in the art, some metals or metal alloys, such as titanium, zirconium, hafnium, tantalum, niobium or their alloys, are used to form relatively strong bonds with bone tissue. In particular, metal implants made of titanium and its alloys, starting around 1950, are known for their ability to bind well to bone tissue. Branemark called this kind of connection osseointegration (see Branemark et al., “Osseointegrated implants in the treatment of the edentulous jaw. Experience from a 10-year period (Osteointegrated implants in the treatment of toothless jaw. 10-year experience”), Scand. J. Plast. Reconstr., II, suppi 16 (1977)).
В настоящее время титан, благодаря сочетанию хороших прочностных характеристик, высокой коррозионной стойкости и не токсичности, является одним из основных материалов при изготовлении различных устройств (дентальные, ортопедические имплантаты) для имплантации в костную ткань. При обычных условиях титан легко окисляется и на его поверхности появляется тонкая пленка аморфного диоксида титана (~5 нм), которая и обеспечивает высокую коррозионную стойкость титана, но при этом характеризуется достаточно длительными сроками интеграции с костной тканью.Currently, titanium, due to a combination of good strength characteristics, high corrosion resistance and non-toxicity, is one of the main materials in the manufacture of various devices (dental, orthopedic implants) for implantation in bone tissue. Under ordinary conditions, titanium is easily oxidized and a thin film of amorphous titanium dioxide (~ 5 nm) appears on its surface, which provides high corrosion resistance of titanium, but at the same time is characterized by a rather long integration time with bone tissue.
Таким образом, титан и его сплавы широко используются в восстановительной хирургии в качестве как зубных, так и ортопедических имплантатов вследствие их превосходной биосовместимости с костной тканью (P.J. Branemark, J. Prosthetik Dent 50:399-410, 1983; D.J. Bardos, D. Williams (ed). Concise Encyelopedia of Medical je Dental Materials, Pergamon Press, Ox for 1990, p.p.360-365; R. van Noork, J. Mater. Sci 22: 3801-3811, 1987). Это может быть объяснено уникальными характеристиками поверхности раздела титан-кость. Однако для усиления процессов соединения или сцепления и улучшения прочности связи или сцепления были разработаны и одобрены для клинического применения покрытия с плазменным напылением из апатита, в частности из гидроксиапатита (К. De Groot, J. Ceram. Soc Japan 99: 943-953, 1991).Thus, titanium and its alloys are widely used in reconstructive surgery as both dental and orthopedic implants due to their excellent biocompatibility with bone tissue (PJ Branemark, J. Prosthetik Dent 50: 399-410, 1983; DJ Bardos, D. Williams (ed. Concise Encyelopedia of Medical je Dental Materials, Pergamon Press, Ox for 1990, pp360-365; R. van Noork, J. Mater. Sci 22: 3801-3811, 1987). This can be explained by the unique characteristics of the titanium-bone interface. However, to enhance the bonding or bonding processes and improve bonding or bonding strengths, plasma coatings of apatite, in particular hydroxyapatite, have been developed and approved for clinical use (K. De Groot, J. Ceram. Soc Japan 99: 943-953, 1991 )
Хотя прочность связи между металлом и костной тканью является относительно сильной, желательно эту связь усилить. В настоящее время разработано много способов обработки металлических имплантатов с целью получения подходящей поверхности для улучшения их остеоинтеграции. Из RU 2074674 А1, 10.03.1997 известен способ изготовления внутрикостных имплантатов, он заключается в том, что на титановую основу имплантата методом плазменного напыления наносят систему покрытий из четырех слоев - двух слоев титана или гидрида титана различной дисперсности и толщины, третьего слоя из механической смеси титана или гидрида титана или гидроксиапатита соотношением 60-80 мас.% и 20-40 мас.% и наружного слоя - гидроксиапатита. Для повышения механической прочности имплантата напыление ведут послойно при различных режимах, обеспечивающих плавный переход от структуры компактного титана к структуре биоактивного слоя.Although the bond strength between the metal and bone tissue is relatively strong, it is desirable to strengthen this bond. Currently, many methods have been developed for processing metal implants in order to obtain a suitable surface to improve their osseointegration. A method for manufacturing intraosseous implants is known from RU 2074674 A1, March 10, 1997. It consists in the fact that a coating system of four layers — two layers of titanium or titanium hydride of various dispersion and thickness, the third layer from a mechanical mixture — is applied to the titanium base of the implant by plasma spraying. titanium or titanium hydride or hydroxyapatite in a ratio of 60-80 wt.% and 20-40 wt.% and the outer layer is hydroxyapatite. To increase the mechanical strength of the implant, the deposition is carried out layer by layer under various conditions, providing a smooth transition from the structure of compact titanium to the structure of the bioactive layer.
Стремление ускорить остеоинтеграцию титановых имплантатов стимулировало в научном сообществе направление по разработке так называемых биоактивных покрытий. Под биоактивностью в имплантологии понимают способность материала к более быстрой остеоинтеграции по сравнению с неким реперным материалом, чаще всего с титаном. Традиционным биоактивным покрытием является гидроксиапатит (НА), который наносится на поверхность имплантата методом плазменного напыления.The desire to accelerate the osseointegration of titanium implants stimulated the development of the so-called bioactive coatings in the scientific community. Bioactivity in implantology is understood as the ability of a material to faster osseointegration in comparison with some reference material, most often with titanium. The traditional bioactive coating is hydroxyapatite (HA), which is applied to the implant surface by plasma spraying.
Лясников В.Н. с соавторами (Лясников В.Н., Серянов Ю.В., Протасова Н.В., Мазанов К.В. Формирование равномерной пористой структуры титановых и гидроксиапатитовых покрытий на дентальных имплантатах при ультразвуковом плазменном напылении Клин. имплант. и стомат., 2000, № ¾ (13/14), с.114-118) предлагают использовать три промежуточных слоя для получения надежного покрытия, содержащего гидроксиапатит: 1-ый слой - пористый титан, дисперсность 3-10 мкм, 2-ой слой - пористый титан, дисперсность 50-100 мкм, 3-ий слой - пористая композиция, титановые частицы с гидроксиапатитом (60% Ti, 40% гидроксиапатит). Создание дополнительной разветвленной поверхности приводит к наиболее прочному закреплению на ней частичек плазменно напыленного гидроксиапатита. Для повышеия однородности и пористости покрытия предложена технология активации ультразвуковых вибраций подложки в процессе напыления.Lyasnikov V.N. et al. (Lyasnikov V.N., Seryanov Yu.V., Protasova N.V., Mazanov K.V. Formation of a uniform porous structure of titanium and hydroxyapatite coatings on dental implants with ultrasonic plasma spraying. Clin. impl. and dent., 2000 , No. ¾ (13/14), p.114-118) suggest using three intermediate layers to obtain a reliable coating containing hydroxyapatite: the first layer is porous titanium, the dispersion is 3-10 microns, the second layer is porous titanium, dispersion 50-100 microns, 3rd layer - porous composition, titanium particles with hydroxyapatite (60% Ti, 40 % hydroxyapatite). The creation of an additional branched surface leads to the most durable fixation of particles of plasma sprayed hydroxyapatite on it. To increase the uniformity and porosity of the coating, a technology is proposed for activating ultrasonic vibrations of the substrate during the deposition process.
Однако такие покрытия обладают низкой кристалличностью и слабой адгезией к титановому имплантату. Низкая кристалличность является причиной быстрого растворения гидроксиапатитного покрытия в тканевой жидкости и приводит к снижению срока службы покрытия, в то время как слабая адгезия может приводить к его отслоению. Поэтому важным становится вопрос о поиске новых биоактивных покрытий.However, such coatings exhibit low crystallinity and poor adhesion to the titanium implant. Low crystallinity is the reason for the rapid dissolution of the hydroxyapatite coating in the tissue fluid and leads to a decrease in the service life of the coating, while poor adhesion can lead to delamination. Therefore, the question of finding new bioactive coatings becomes important.
Из RU 2458707 С1, 20.08.2012, известен имплантат, который содержит на поверхности послойно-напыленную плазменным методом систему биосовместимых покрытий различной дисперсности и толщины, состоящую из пяти слоев: первых двух из титана или гидрида титана, последующих двух слоев из смеси титана или гидрида титана с гидроксиапатитом кальция, отличающихся содержанием компонентов в слоях, и пятого слоя из гидроксиапатита кальция, после чего многослойная система биосовместимых покрытий облучена в разреженной среде углеводородного газа высокоэнергетическими ионами инертного газа с энергией 40-130 кэВ и дозой облучения 2000-5000 мкКл/см2. Данное известное техническое решение обеспечивает повышение биоактивности и механической прочности имплантата.From RU 2458707 C1, 08/20/2012, an implant is known that contains on the surface a layer-by-layer plasma-sprayed system of biocompatible coatings of various dispersion and thickness, consisting of five layers: the first two of titanium or titanium hydride, the next two layers of a mixture of titanium or hydride titanium with calcium hydroxyapatite, which differ in the content of components in the layers, and a fifth layer of calcium hydroxyapatite, after which the multilayer system of biocompatible coatings is irradiated in a rarefied medium of high-energy hydrocarbon gas eskimi inert gas ions with an energy of 40-130 keV and the irradiation dose SCLC 2000-5000 / cm 2. This known technical solution provides increased bioactivity and mechanical strength of the implant.
ИЗ RU 2124329 С1, 10.01.1999, известен покровный материал для биомедицинских применений, в частности на биомедицинских имплантатах из подложки из титана или титанового сплава и который содержит главным образом гелеобразный на основе окиси титана материал, который обработан при температуре 350°С-750°С, при этом упомянутый материал способен вызывать образование фосфата кальция на его поверхности при условиях in vitro, например, в имитаторе жидкости тела и/или при условиях in vivo.FROM RU 2124329 C1, 01/10/1999, a coating material for biomedical applications is known, in particular on biomedical implants made of a titanium or titanium alloy substrate and which contains mainly a gel-like material based on titanium oxide, which is processed at a temperature of 350 ° C-750 ° C, while the said material is capable of causing the formation of calcium phosphate on its surface under in vitro conditions, for example, in a simulator of body fluid and / or in vivo.
Покровный материал нанесен на подложку путем окунания в золевой раствор вещества с последующим удалением из раствора и сушкой, при этом в качестве вещества использован гелеобразный на основе окиси титана материал, обработанный при температуре 350°С-750°С, или гальваническим методом.The coating material is deposited on the substrate by dipping a substance into a solute solution, followed by removal from the solution and drying, while the material used is a gel-based material based on titanium oxide, treated at a temperature of 350 ° C-750 ° C, or by the galvanic method.
Из US 2009005880 A1, 01.01.2009, известен имплантат из титана, в частности, с высокой степенью остеоинтеграции и способ получения таких имплантатов, покрытых тонкой пленкой диоксида титана в кристаллической форме анатазной. Имплантат получен нанесением на подложку, погружением, окунанием, распылением или нанесением валиком жидкого гелеобразного и стабильного реагента (далее - прекурсор), полученного из неорганических или металлоорганических соединений титана(IV), с последующей термической обработкой для достижения уплотнения, в результате на поверхности подложки образуются тонкие пленки покрытия из TiO2 в кристаллической форме анатаза.From US 2009005880 A1, 01/01/2009, a titanium implant is known, in particular with a high degree of osseointegration, and a method for producing such implants coated with a thin film of anatase crystalline titanium dioxide. The implant is obtained by applying to the substrate, immersing, dipping, spraying or by applying a roller a gel-like and stable reagent (hereinafter referred to as the precursor) obtained from inorganic or organometallic titanium (IV) compounds, followed by heat treatment to achieve compaction, resulting in the formation on the surface of the substrate Thin films of TiO 2 coating in crystalline anatase form.
Жидкий прекурсор содержит соединение титана, воду, органический растворитель, органическую или неорганическую кислоту, катионноактивное или неионогенное поверхностно-активное вещество.The liquid precursor contains a titanium compound, water, an organic solvent, an organic or inorganic acid, a cationic or nonionic surfactant.
В качестве соединения титана используют либо неорганическое соединение титана, например тетрахлорид титана (TiCl4), либо органометаллическое соединение титана.As the titanium compound, either an inorganic titanium compound, for example titanium tetrachloride (TiCl 4 ), or an organometallic titanium compound is used.
Известное техническое решение не позволяет получать на поверхности титанового имплантата очень тонкие многослойные пленки покрытия с необходимыми свойствами.The known technical solution does not allow to obtain on the surface of a titanium implant very thin multilayer coating films with the necessary properties.
Из патента US 2010159118 A1, 24.06.2010, известен биосовместимый титановый имплантат с нанесенным на подложку, например, из титана или титанового сплава методом золь-гель технологии пленки из оксида титана, например, анатазной модификации, которая обладает превосходной способностью к образованию гидроксиапатита, что позволяет использовать имплантат для устранения костных дефектов и образования костной ткани. Покрытия из оксида титана по золь-гель технологии образуются при нанесении на подложку жидкости, содержащей соединение титана, такого как алкоксид титана, например этоксититан [Ti(ОС2Н5)4], органический растворитель, предпочтительно одноатомный спирт, воду, катализатор гидролиза (кислота или щелочь, например неорганическая кислота). Жидкость нанесена на подложку, например, окунанием. Далее осуществляют термообработку от 250°С до 790°С, предпочтительно 350°С и выше. А затем осуществляют ультрафиолетовое облучение и обработку имплантата в имитаторе жидкости тела для генерации на его поверхности кристаллов гидроксиапатита. Отметим, что описанный методне применим к имплантатам с большой площадью поверхности, содержащим глубокие поры малого диаметра.From US Pat. allows you to use the implant to eliminate bone defects and bone formation. Coatings from titanium oxide by the sol-gel technology are formed when a liquid containing a titanium compound, such as titanium alkoxide, for example ethoxy titanium [Ti (OS 2 H 5 ) 4 ], an organic solvent, preferably a monohydric alcohol, water, hydrolysis catalyst ( acid or alkali, e.g. inorganic acid). The liquid is applied to the substrate, for example, by dipping. Next, heat treatment is carried out from 250 ° C to 790 ° C, preferably 350 ° C and above. And then they carry out ultraviolet irradiation and treatment of the implant in a body fluid simulator to generate hydroxyapatite crystals on its surface. Note that the described method is not applicable to implants with a large surface area containing deep pores of small diameter.
Из уровня техники известна технология осаждения на подложках тонких пленок, которая основывается на последовательных химических реакциях между газообразным регентом и твердым телом, так называемый метод атомно-слоевого осаждения (АСО). Большинство АСО-реакций используют два химических соединения, которые обычно называют прекурсорами. Такие прекурсоры поочередно вступают в реакцию с поверхностью. В результате многократного влияния прекурсоров происходит рост тонкой пленки [В.Б. Алесковский, журнал «Прикладная химия», 47, 2145, (1974)].The prior art technology for the deposition of thin films on substrates, which is based on sequential chemical reactions between a gaseous regent and a solid, the so-called atomic layer deposition (ASO) method. Most ASO reactions use two chemical compounds that are commonly called precursors. Such precursors react in turn with the surface. As a result of the repeated influence of precursors, a thin film grows [V. B. Aleskovsky, Journal of Applied Chemistry, 47, 2145, (1974)].
Этот способ атомно-слоевого осаждения широко используется в микроэлектронике. Так, например, в монографии (Киреев В.Ю., Столяров А.А. Технологии микроэлектроники. Химическое осаждение из газовой фазы. - М.: Техносфера, 2006. - 192 с.) описан способ атомно-слоевого осаждения пленок сложных химических соединений путем послойного, разделенного на циклы процесса осаждения материала, моноатомной за цикл толщиной. По окончании каждого цикла химическая реакция самоостанавливается. Общая толщина пленки задается и контролируется по количеству циклов осаждения. Атомы последующего слоя образуют химические связи с атомами предыдущего таким образом, что создается упорядоченная структура пространственного расположения атомов всего многослойного осадка. Технология реализуется путем дискретной поочередной подачи реагентов к поверхности подложки с промежуточной продувкой зоны реакции инертным газом.This atomic layer deposition method is widely used in microelectronics. So, for example, in the monograph (Kireev V.Yu., Stolyarov A.A. Microelectronics Technologies. Chemical Deposition from the Gas Phase. - M .: Tekhnosfera, 2006. - 192 p.) Describes a method of atomic layer deposition of films of complex chemical compounds by layering, divided into cycles, the process of deposition of material, monoatomic per cycle thickness. At the end of each cycle, the chemical reaction self-stops. The total film thickness is set and controlled by the number of deposition cycles. The atoms of the subsequent layer form chemical bonds with the atoms of the previous one so that an ordered structure of the spatial arrangement of the atoms of the entire multilayer precipitate is created. The technology is implemented by discrete alternating supply of reagents to the surface of the substrate with intermediate purging of the reaction zone with an inert gas.
В частности, в патенте US 2006/0251875 A1, 09.11.2006, описан биосовместимый и биоинертный имплантат (в виде чипа), биосовместимый с теплокровными животными, и способ получения его путем нанесения на кремниевую подложку методом атомно-слоевого осаждения биосовместимого и биоинертного покрытия. состоящего из одного или несколькоих слоев одного или более следующих материалов: оксид алюминия или оксид титана, или оксид циркония, или оксид ванадия, или олово, или нитрид кремния, или карбид кремния, или титана. Покрытие осаждают с использованием газообразных прекурсоров, например, из тетрахлорида титана и воды, при температуре осаждения 100-900°С.In particular, in patent US 2006/0251875 A1, 09/09/2006, a biocompatible and bioinert implant (in the form of a chip), biocompatible with warm-blooded animals, and a method for producing it by applying a biocompatible and bioinert coating on an atomic silicon substrate are described. consisting of one or more layers of one or more of the following materials: aluminum oxide or titanium oxide, or zirconium oxide, or vanadium oxide, or tin, or silicon nitride, or silicon carbide, or titanium. The coating is precipitated using gaseous precursors, for example, from titanium tetrachloride and water, at a deposition temperature of 100-900 ° C.
Однако получаемое покрытие не является биоактивным и получаемый материал, как устройство типа чипа, не предназначен для использования в качестве имплантата для устранения дефектов костной ткани. Кроме того. в качестве прекурсоров на металл используются галлиды металлов TiCl4, TiI4, ZrCl4, которые могут приводить к внедрению в покрытие галогенов, а также поскольку при использовании этих прекурсоров одним из основных продуктов реакций является коррозионно-активные вещества типа HCl, способные взаимодействовать с материалом реактора (как правило хромоникелевая нержавеющая сталь), покрытие может насыщаться такими элементами, как Ni, Cr, Fe, что ввиду их токсичности крайне нежелательно в биомедицинских применениях. Отметим, что использование в качестве прекурсоров на Ti, Zr, Та, Nb органометаллических соединений Ti(OC2H5)4, Zr[N(CH3)(C2H5)]4, Та(ОС2Н5)5, соответственно, не должно приводить к насыщению покрытия токсичными элементами.However, the resulting coating is not bioactive and the resulting material, as a device such as a chip, is not intended to be used as an implant to eliminate bone defects. Besides. metal precursors are gallides of metals TiCl 4 , TiI 4 , ZrCl 4 , which can lead to the introduction of halogens in the coating, and also, when using these precursors, one of the main reaction products is corrosive substances such as HCl that can interact with the material reactor (usually chromium-nickel stainless steel), the coating can be saturated with elements such as Ni, Cr, Fe, which is highly undesirable in biomedical applications due to their toxicity. Note that the use of organometallic compounds Ti (OC 2 H 5 ) 4 , Zr [N (CH 3 ) (C 2 H 5 )] 4 , Ta (OS 2 H 5 ) 5 as precursors on Ti, Zr, Ta, Nb , accordingly, should not lead to saturation of the coating with toxic elements.
Технической задачей заявленного изобретения и достигаемым при этом техническим результатом являются получение биоактивного многослойного покрытия титанового имплантата, с высокой однородностью покрывающего трехмерный имплантат, в том числе и с очень развитым поверхностным рельефом, обладающим хорошими биоактивными свойствами, пониженной токсичностью, высокой коррозионной стойкостью, расширение арсенала технических средств - имплантатов титановых для устранения различных костных дефектов, восстановления костной ткани.The technical task of the claimed invention and the technical result achieved by this is to obtain a bioactive multilayer coating of a titanium implant with high uniformity covering a three-dimensional implant, including a very developed surface relief, with good bioactive properties, low toxicity, high corrosion resistance, expanding the arsenal of technical means - titanium implants to eliminate various bone defects, restore bone tissue.
Поставленная техническая задача и достигаемый при этом технический результат обеспечиваются изобретением, а именно:The technical task and the technical result achieved are ensured by the invention, namely:
биоактивным покрытием титанового имплантата, вводимого в костную ткань человека, представляющее собой нанесенное на поверхность металлической подложки-основы титанового имплантата многослойное биоактивное покрытие, выращенное из продуктов реакции прекурсоров атомно-слоевым осаждением и представляющее собой покрытие из слоев по меньшей мере одного оксида переходного металла, выбранного из группы, включающей покрытие из слоев оксида титана TiO2 с кристаллической анатазной модификацией, покрытие из слоев ZrO2, слоев из HfO2 с поликристаллической структурой с тетрагональной решеткой, покрытие из слоев Ta2O5 с аморфной структурой, из слоев Nb2O5 с аморфной структурой, покрытие из слоев многокомпонентного оксида (TiO2)x·(Ta2O5)1-x, где х равен 0,8-0,95 со структурой твердого раствора на основе тетрагональной кристаллической решетки (типа анатаз) или из слоев многокомпонентного оксида (ZrO2)x·(Ta2O5)1-x, где х равен 0,8-0,95 со структурой твердого раствора на основе тетрагональной кристаллической решетки, с контролируемой толщиной покрытия, определяемой числом повторяющихся циклов осаждения соответствующих прекурсоров - химических реагентов в виде жидких органометаллических соединений указанных переходных металлов и воды. a bioactive coating of a titanium implant inserted into human bone tissue, which is a multilayer bioactive coating deposited on the surface of a metal substrate of a titanium implant base, grown from the reaction products of precursors by atomic layer deposition and representing a coating of layers of at least one transition metal oxide selected from the group comprising a coating of layers of titanium oxide TiO 2 with crystalline anatase modification, a coating of layers of ZrO 2 , layers of HfO 2 with polycrystal with a tetragonal lattice, a coating of layers of Ta 2 O 5 with an amorphous structure, of layers of Nb 2 O 5 with an amorphous structure, a coating of layers of multicomponent oxide (TiO 2 ) x · (Ta 2 O 5 ) 1-x , where x equal to 0.8-0.95 with a solid solution structure based on a tetragonal crystal lattice (anatase type) or from layers of multicomponent oxide (ZrO 2 ) x · (Ta 2 O 5 ) 1-x , where x is equal to 0.8-0 , 95 with the structure of a solid solution based on a tetragonal crystal lattice, with a controlled coating thickness determined by the number of repeated wasp cycles Denia respective precursors - chemicals in liquid organometallic compounds of said transition metal and water.
Получаемое заявленным изобретением покрытие титанового имплантата, вводимого в костную ткань человека, является биоактивным. Биоактивность покрытия контролируется по образованию in vitro слоя гидроксиапатита в растворе, имитирующем тканевую жидкость тела человека.Obtained by the claimed invention, the coating of a titanium implant introduced into human bone tissue is bioactive. The bioactivity of the coating is controlled by the formation of an in vitro layer of hydroxyapatite in a solution that mimics the tissue fluid of the human body.
Известно, что такие кристаллические модификации TiO2, как анатаз и рутил, обладают биоактивными свойствами, проявляющимися в их ускоренной (по сравнению с аморфным естественным окислом титана) остеоинтеграции, при этом предпочтение отдается оксиду титана с кристаллической структурой анатаз.It is known that crystalline modifications of TiO 2 , such as anatase and rutile, have bioactive properties, which are manifested in their accelerated (as compared with amorphous natural titanium oxide) osseointegration, with preference being given to titanium oxide with anatase crystal structure.
Действительно, было установлено, что анатаз удовлетворяет прежде всего кристаллографическому критерию при выборе материалов для биоактивных покрытий [Masaki Uchida, Hyun-Min Kim, Tadashi Kokubo, Shunsuke Fujibayashi, Takashi Nakamura. Structural dependence of apatite formation on titania gels in a simulated body fluid// Journal of Biomedical Materials Research Part A Volume 64A, Issue 1, pages 164-170, 1 (2003)].Indeed, it was found that anatase primarily satisfies the crystallographic criterion when choosing materials for bioactive coatings [Masaki Uchida, Hyun-Min Kim, Tadashi Kokubo, Shunsuke Fujibayashi, Takashi Nakamura. Structural dependence of apatite formation on titania gels in a simulated body fluid // Journal of Biomedical Materials Research Part A Volume 64A, Issue 1, pages 164-170, 1 (2003)].
Так как основой костной ткани человека является гидроксиапатит (Са10(PO4)6(ОН)2) в гексагональной кристаллографической модификации, то материалы в кристаллической модификации с межплоскостными расстояниями, схожими с гидроксиаптитом (прежде всего оксиды переходных металлов), особенно тетрагональной модификации, являются потенциальными кандидатами на быструю остеинтеграцию с костной тканью человека.Since the basis of human bone tissue is hydroxyapatite (Ca 10 (PO 4 ) 6 (OH) 2 ) in a hexagonal crystallographic modification, materials in a crystalline modification with interplanar distances similar to hydroxyaptite (primarily transition metal oxides), especially tetragonal modifications, are potential candidates for rapid osteointegration with human bone tissue.
Полученное покрытие титанового имплантата, вводимого в костную ткань человека, представляет собой многослойное биоактивное покрытие из, по меньшей мере, слоев одного оксида переходного металла из группы оксид титана, оксид циркония, оксид гафния, оксид тантала, оксид ниобия, слои биоактивного покрытия получены, в частности, путем выращивания тонких пленок из указанных оксидов металлов методом атомно-слоевого осаждения при пониженном давлении, температуре в реакционной зоне используемого устройства для атомно-слоевого осаждения 200-300°С и при продувке реакционной зоны азотом при давлении 0,5-5 мбар с использованием импульсной подачи их к поверхности металлической подложки имплантата химических реагентов - прекурсоров, включающих органометаллические соединения и воду, с периодом длительности импульсов подачи металлсодержащих прекурсоров 0,2-0,6 с и с межимпульсной продувкой реакционной зоны азотом около 6 с. Количество циклов осаждения определяет необходимую толщину биоактивного покрытия, которое варьируется в пределах от 100 до 1000 циклов. В качестве прекурсоров используют химические реагенты, включающие по меньшей мере одно соответствующее органометаллическое соединение и воду, выбранные из группы, включающие химические реагенты-прекурсоры, в которую входят этоксититан (тетраэтоксититан Ti(OC2H5)4) и воду, этилметиламидциркония Zr[N(CH3)·(C2H5)]4 и воду, этилметиламидгафния Hf[N(CH3)·(С2Н5)]4 и воду, пентаэтокситантал Ta(OC2H5)5, пентаэтоксиниобий Nb(OC2H5)5 и воду.The resulting coating of a titanium implant introduced into human bone tissue is a multilayer bioactive coating of at least layers of one transition metal oxide from the group of titanium oxide, zirconium oxide, hafnium oxide, tantalum oxide, niobium oxide, bioactive coating layers are obtained in in particular, by growing thin films of these metal oxides by atomic layer deposition under reduced pressure, the temperature in the reaction zone of the device used for atomic layer deposition of 200-300 ° C and while purging the reaction zone with nitrogen at a pressure of 0.5-5 mbar using a pulsed supply to the surface of the metal substrate of the implant of chemical reagents - precursors, including organometallic compounds and water, with a pulse duration of the supply of metal-containing precursors 0.2-0.6 s and with an inter-pulse purge of the reaction zone with nitrogen for about 6 s. The number of deposition cycles determines the required thickness of the bioactive coating, which varies from 100 to 1000 cycles. As precursors, chemical reagents are used, including at least one corresponding organometallic compound and water, selected from the group including precursor chemicals, which include ethoxy titanium (tetraethoxy titanium Ti (OC 2 H 5 ) 4 ) and water, ethyl methyl zirconium Zr [N (CH 3 ) · (C 2 H 5 )] 4 and water, ethyl methylamide hafnium Hf [N (CH 3 ) · (C 2 H 5 )] 4 and water, pentaethoxytantalum Ta (OC 2 H 5 ) 5 , pentaethoxyniobium Nb (OC 2 H 5 ) 5 and water.
В качестве органометаллических соединений переходных металлов, помимо указанных в первичных материалах заявки, могут использоваться и другие органометаллические соединения указанных переходных металлов, например такие, как Ti(OCH3)4; Ta[N(CH3)2]5; Ti[OCH)(CH3)2]4; Zr[N(CH3)(C2H5)]4; Hf[N(CH3)(C2H5)]4; Ti[N(C2H5)2]4; Ti[N(CH3)(C2H5)]4; Ti[N(CH3)2]4; Hf[N(C2H5)2]4; Hf[N(CH3)(C2H5)]4; Hf[N(CH3)2]4; Zr[N(C2H5)2]4; Zr[N(OCH3]4; и др.As organometallic compounds of transition metals, in addition to those indicated in the primary materials of the application, other organometallic compounds of these transition metals can be used, for example, such as Ti (OCH 3 ) 4 ; Ta [N (CH 3 ) 2 ] 5 ; Ti [OCH) (CH 3 ) 2 ] 4 ; Zr [N (CH 3 ) (C 2 H 5 )] 4 ; Hf [N (CH 3 ) (C 2 H 5 )] 4 ; Ti [N (C 2 H 5 ) 2 ] 4 ; Ti [N (CH 3 ) (C 2 H 5 )] 4 ; Ti [N (CH 3 ) 2 ] 4 ; Hf [N (C 2 H 5 ) 2 ] 4 ; Hf [N (CH 3 ) (C 2 H 5 )] 4 ; Hf [N (CH 3 ) 2 ] 4 ; Zr [N (C 2 H 5 ) 2 ] 4 ; Zr [N (OCH 3 ] 4 ; et al.
Около 6 с следует понимать как значение, лежащее вблизи значения «6» (немного больше или меньше «6»), например, 5,4 с, 5,7 с, 5,9 с, 6,1 с, 6,3 с.About 6 s should be understood as a value lying near the value “6” (slightly more or less than “6”), for example, 5.4 s, 5.7 s, 5.9 s, 6.1 s, 6.3 s .
Изобретения поясняются чертежами и конкретными примерами.The invention is illustrated by drawings and specific examples.
На фиг. 1 изображено взаимное расположение ОН-групп гидроксиапатита по отношению к атомам кислорода в TiO2 со структурой анатаз.In FIG. 1 shows the relative position of the OH groups of hydroxyapatite with respect to oxygen atoms in TiO 2 with the anatase structure.
На фиг. 2 изображено взаимное расположение ОН-групп гидроксиапатита по отношению к атомам кислорода в TiO2 со структурой рутила.In FIG. Figure 2 shows the relative position of the OH groups of hydroxyapatite with respect to oxygen atoms in TiO 2 with the rutile structure.
На фиг. 3 представлены рентгеновские дифрактограммы от покрытий TiO2, осажденных на титановую подложку за указанное число реакционных циклов.In FIG. Figure 3 shows X-ray diffraction patterns from TiO 2 coatings deposited on a titanium substrate for a specified number of reaction cycles.
На фиг. 4 представлены рентгеновские дифрактограммы от покрытий TiO2, осажденных на титановую подложку за указанное число рекционных циклов после выдержки в растворе, моделирующем тканевую жидкость.In FIG. Figure 4 shows X-ray diffraction patterns from TiO 2 coatings deposited on a titanium substrate for the indicated number of reaction cycles after exposure to a solution simulating tissue fluid.
На фиг. 5 изображены спектры рентгеновской дифракции, измеренные от образцов с TiO2, полученных при следующих длительностях импульсов тетраэтоксититана: t=0.06 с, t=0,2 с и t=0,6 с.In FIG. Figure 5 shows the X-ray diffraction spectra measured from samples with TiO 2 obtained at the following pulse widths of tetraethoxy titanium: t = 0.06 s, t = 0.2 s and t = 0.6 s.
На фиг. 6 представлены дифрактограммы образцов с ZrO2, полученных при следующих длительностях импульсов этилметиламид циркония: t=0,06 с. и t=0,5 с.In FIG. Figure 6 shows the diffraction patterns of samples with ZrO 2 obtained at the following pulse durations of zirconium ethylmethylamide: t = 0.06 s. and t = 0.5 s.
На фиг. 7 приведены спектры рентгеновской дифракции, измеренные от образцов с многокомпонентными оксидами (TiO2)х(Ta2O5)1-х, с концентрацией TiO2 х=0.7 и х=0.9.In FIG. Figure 7 shows the X-ray diffraction spectra measured from samples with multicomponent oxides (TiO 2 ) x (Ta 2 O 5 ) 1 x , with a concentration of TiO 2 x = 0.7 and x = 0.9.
На фиг. 1 и 2 показано взаимное расположение ОН-групп гидроксиапатита по отношению к атомам кислорода в TiO2 со структурой анатаза (фиг. 1), и в TiO2 со структурой рутила (фиг. 2).In FIG. 1 and 2 show the relative position of the OH groups of hydroxyapatite with respect to oxygen atoms in TiO 2 with the anatase structure (Fig. 1), and in TiO 2 with the rutile structure (Fig. 2).
Действительно, на фиг. 1 показано положение атомов О анатаза в кристаллографической плоскости (101) по отношению к положениям ОН-групп гидроксиапатита в плоскости (0001), а на фиг. 2 - положение атомов О рутила в плоскости (110) по отношению к положениям ОН-групп гидроксиапатита в плоскости (0001). Из рисунка видно, что в случае анатаза совпадение положения атомов кислорода с положением ОН- групп практически полное, а в случае рутила присутствует расхождение ~ 3%. Данное обстоятельство часто принимается во внимание при объяснении более высокой биоактивности анатаза по сравнению с рутилом.Indeed, in FIG. 1 shows the position of the O anatase atoms in the crystallographic plane (101) with respect to the positions of the OH groups of hydroxyapatite in the (0001) plane, and in FIG. 2 - the position of the O rutile atoms in the (110) plane with respect to the positions of the OH groups of hydroxyapatite in the (0001) plane. It can be seen from the figure that in the case of anatase the coincidence of the position of oxygen atoms with the position of OH groups is almost complete, and in the case of rutile there is a discrepancy of ~ 3%. This circumstance is often taken into account when explaining the higher anatase bioactivity compared to rutile.
Биоактивными характеристиками обладают также покрытия из оксида циркония и оксида гафния в тетрагональной кристаллической модификации.Bioactive characteristics are also possessed by coatings of zirconium oxide and hafnium oxide in tetragonal crystalline modification.
1. При выборе материалов покрытий - кандидатов на высокую биоактивность, кроме описанного выше кристаллографического подхода при выборе материалов, представляется интересным рассмотреть еще следующие обстоятельства. Согласно работе [Kim Н-М, Himeno Т, Kokubo Т, Nakamura Т, Process and kinetics of bonelike apatite formation on sintered hydroxyapatite in a simulated body fluid, Biomaterials 26 (2005) 4366-4373] ключевым фактором для усиления биоактивных свойств является формирование активного притока ионов кальция на поверхность имплантата, поскольку с формирования кальцийсодержащего слоя и начинается процесс остеоинтеграции. Изоэлектрический потенциал является величиной, которая фактически является значением рН жидкости, при помещении в которую не возникает разности потенциалов между поверхностью имплантата и жидкостью. Известно, что рН крови человека изменяется в пределах 7.2-7.4. Тогда материалы с изоэлектрическим потенциалом поверхности <7.2-7.4 будут обеспечивать разность потенциалов с тканевой жидкостью, обеспечивая поток ионов Са+ к их поверхности. В табл. 1 из работы [М. Textor, С. Sittig, V. Frauchiger, S. Tosatti, D.M. Brunette. Properties and Biological Significance of Natural Oxide Films on Titanium and Its Alloys in "Titanium in Medicine: Material Science, Surface Science, Engineering, Biological Responses and Medical Applications", Springer Verlag, Heidelberg and Berlin; 2001; pp.171-230] приведены данные об изоэлектрическом потенциале и цитотоксичности некоторых простых оксидов переходных металлов. Серым цветом выделены оксиды, обладающие как низким изоэлектрическим потенциалом, так и не проявляющие цитотоксичности. Среди этих материалов наиболее низким изоэлектрическим потенциалом обладает Та2О5.1. When choosing coating materials - candidates for high bioactivity, in addition to the crystallographic approach described above when choosing materials, it seems interesting to consider the following circumstances. According to [Kim NM, Himeno T, Kokubo T, Nakamura T, Process and kinetics of bonelike apatite formation on sintered hydroxyapatite in a simulated body fluid, Biomaterials 26 (2005) 4366-4373], a key factor for enhancing bioactive properties is formation active influx of calcium ions on the surface of the implant, since the process of osseointegration begins with the formation of a calcium-containing layer. The isoelectric potential is a value that is actually the pH value of the liquid, when placed in which there is no potential difference between the surface of the implant and the liquid. It is known that the pH of human blood varies between 7.2-7.4. Then materials with an isoelectric potential of the surface <7.2-7.4 will provide a potential difference with the tissue fluid, providing a flow of Ca + ions to their surface. In the table. 1 from [M. Textor, S. Sittig, V. Frauchiger, S. Tosatti, DM Brunette. Properties and Biological Significance of Natural Oxide Films on Titanium and Its Alloys in "Titanium in Medicine: Material Science, Surface Science, Engineering, Biological Responses and Medical Applications", Springer Verlag, Heidelberg and Berlin; 2001; pp.171-230] provides data on the isoelectric potential and cytotoxicity of some simple transition metal oxides. Oxides possessing both low isoelectric potential and not showing cytotoxicity are highlighted in gray. Among these materials, Ta 2 O 5 has the lowest isoelectric potential.
Тем не менее, тонкие пленки из оксида тантала, получаемые различными методами, обладают существенным с точки зрения представленного выше кристаллографического критерия биоактивности недостатком - они аморфны в достаточно широком диапазоне толщин. Поэтому, в этой связи, представляется перспективной разработка многокомпонентного покрытия, включающего в себя компонент, удовлетворяющий кристаллографическому критерию (TiO2 в тетрагональной модификации анатаз или ZrO2 в тетрагональной модификации) и компонент с низким изоэлектрическим потенциалом (Та2О5). При этом с целью максимального соответствия кристаллографическому критерию покрытие по своему фазовому составу должно представлять твердый раствор типа (TiO2)x(Ta2O5)1-x или (ZrO2)x(Ta2O5)1-x с тетрагональной решеткой. Отметим, что использование в качестве прекурсоров Ti, Zr, Hf, Та органометаллических соединений Ti(OC2H5)4, Zr[N(CH3)(C2H5)]4, Hf[N(CH3)(C2H5)]4, Та(ОС2Н5)5, соответственно, не должно приводить к насыщению покрытия токсичными элементами.Nevertheless, thin films of tantalum oxide obtained by various methods have a significant drawback from the point of view of the crystallographic bioactivity criterion presented above - they are amorphous in a fairly wide range of thicknesses. Therefore, in this regard, it seems promising to develop a multicomponent coating that includes a component that meets the crystallographic criterion (TiO 2 in the tetragonal modification of anatase or ZrO 2 in the tetragonal modification) and a component with a low isoelectric potential (Ta 2 O 5 ). In order to maximize compliance with the crystallographic criterion, the coating in its phase composition should be a solid solution of the type (TiO 2 ) x (Ta 2 O 5 ) 1-x or (ZrO 2 ) x (Ta 2 O 5 ) 1-x with a tetragonal lattice . We note that the use of Ti, Zr, Hf, and Ta organometallic compounds as precursors is Ti (OC 2 H 5 ) 4 , Zr [N (CH 3 ) (C 2 H 5 )] 4 , Hf [N (CH 3 ) (C 2 H 5 )] 4 , Ta (OS 2 H 5 ) 5 , respectively, should not lead to saturation of the coating with toxic elements.
Ниже представлены примеры, иллюстрирующие заявленное изобретение, но не ограничивающие его.Below are examples illustrating the claimed invention, but not limiting it.
Пример 1.Example 1
Непосредственно перед АСО титановые пластины марки Grade 4 отмывалась в ультразвуковой ванне при 50°С сначала в ацетоне (ХЧ) (10 мин), затем в этаноле (96%, ХЧ) (10 мин), затем в деионизованной воде (10 мин). АСО TiO2 на титановые пластины проводили в реакторе атомно-слоевого осаждения вертикального типа, работающего при пониженном давлении (~2 мбар) при температуре реактора 300°С в режиме прокачки азота. Из-за низкого давления паров этоксититана (Ti(OC2H5)4) его подавали в реактор из прогреваемого источника при температуре 150°С. Длительность импульсов подачи Ti(OC2H5)4 и Н2О составляла 0.2 и 0.2 с, соответственно. Время продувки азотом после каждого импульса подачи прекурсоров составляло 6 с после каждого импульса подачи реагентов. Количество реакционных циклов «n» варьировали от 100 до 1000, что соответствовало толщине получаемого TiO2 от 4 до 40 нм.Directly before ASO, Grade 4 titanium plates were washed in an ultrasonic bath at 50 ° С, first in acetone (ChP) (10 min), then in ethanol (96%, ChP) (10 min), then in deionized water (10 min). ASO TiO 2 on titanium plates was carried out in a vertical-type atomic-layer deposition reactor operating under reduced pressure (~ 2 mbar) at a reactor temperature of 300 ° C in a nitrogen pumping mode. Due to the low vapor pressure of ethoxy titanium (Ti (OC 2 H 5 ) 4 ), it was fed into the reactor from a heated source at a temperature of 150 ° C. The duration of the feed pulses of Ti (OC 2 H 5 ) 4 and Н 2 О was 0.2 and 0.2 s, respectively. The nitrogen purge time after each precursor feed pulse was 6 s after each reagent feed pulse. The number of reaction cycles "n" ranged from 100 to 1000, which corresponded to the thickness of the obtained TiO 2 from 4 to 40 nm.
Кристаллическая структура полученных TiO2 покрытий исследовалась методом рентгеновской дифрактометрии. В этом и в других примерах реализации изобретения Биоактивность покрытий оценивалась по способности образовывать на поверхности слой гидроксиапатита после их выдержки в растворе, моделирующем тканевую жидкость (РМТЖ), в течение 9 дней по методике, изложенной в работе [Tas A.C., Bhaduri S.B. If Biomaterials. 2000. V. 21. P. 1429]. Наличие гидроксиапатита контролировалось методом рентгеновской дифрактометрии и/или гравитометрическим методом.The crystal structure of the obtained TiO 2 coatings was studied by x-ray diffractometry. In this and other examples of implementation of the invention, the Bioactivity of the coatings was evaluated by their ability to form a hydroxyapatite layer on the surface after they were soaked in a solution simulating tissue fluid (BCL) for 9 days according to the method described in [Tas AC, Bhaduri SB If Biomaterials. 2000. V. 21. P. 1429]. The presence of hydroxyapatite was monitored by x-ray diffractometry and / or by gravity.
На фиг. 3 и 4 показаны дифрактограммы титановых образцов с покрытием TiO2 100, 300, 600 и 1000 циклов. Измерения были сделаны в области наиболее интенсивного пика анатаза (101) 2θ ~ 24.6°-26.2°. Было замечено, что пока число циклов меньше 300 рентгеновская дифракция не выявляла каких-либо дифракционных пиков. Сканирование в широком диапазоне (2θ ~ 10-70°, не показано на фиг. 3) также не выявило дифракционных пиков за исключением пика от титановой подложки. В то время как при количестве циклов n≥300 появляется пик от анатаза (101) 2θ ~ 25.4° (ICDD: №01-070-6826). Также стоит отметить, что интенсивность пика растет с увеличением количества циклов «n» (фиг. 3).In FIG. Figures 3 and 4 show diffraction patterns of titanium samples coated with
Пока количество реакционных циклов «n» менее 600, появляется второй пик от анатаза на 48,2° (200).While the number of reaction cycles "n" is less than 600, a second peak from anatase appears at 48.2 ° (200).
Таким образом, поликристаллическая структура пленки и соответствующее табличным данным отношение сравнительной интенсивности пиков (101) и (200) показывают на отсутствие сильного текстурирования пленок TiO2, созданных методом атомно-слоевого осаждения.Thus, the polycrystalline structure of the film and the ratio of the relative intensities of peaks (101) and (200) corresponding to the tabular data indicate the absence of strong texturing of TiO 2 films created by atomic layer deposition.
Итак, на фиг. 3 и 4 представлены рентгеновская дифракция от: фиг. 3 - покрытия TiO2, осажденного на титановую подложку за 100, 300, 600, 1000 реакционных циклов; фиг. 4 - покрытия TiO2, осажденного на титановую подложку за 100, 300, 600, 1000 реакционных циклов после выдержки в растворе, моделирующем тканевую жидкость в зависимости от числа реакционных циклов. Апатит-образующая способность TiO2 покрытия была изучена в зависимости от числа реакционных циклов n. После выдержки в растворе, моделирующем тканевую жидкость, титановые образцы с TiO2 покрытием были проанализированы методами рентгеновской дифракции, растровым электронным микроскопом с приставкой элементного анализа. На фиг. 3 показана дифрактограмма титановых образцов с покрытием из TiO2, полученных при варьировании числа реакционных циклов n в диапазоне 100-1000 циклов после выдержки в растворе, моделирующем тканевую жидкость. При n<300 дифракция выявляет только один дифракционный пик на 31.7°, что соответствует NaCl. При n≥300 появляется пик на 26.1°, 31.8°, 32.3° и 32.8°, что соответствует пикам (002), (211), (112), (300) гидроксиапатита соответственно. Таким образом, фиг. 3 и 4 показывают, что аморфное покрытие TiO2 (n<300) не вызывает рост гидроксиапатита при выдержке в растворе, моделирующем тканевую жидкость. При дальнейшем увеличении толщины покрытия при изменении n в диапазоне 300-1000 (10-40 нм) гидроксиапатит присутствует, при этом не наблюдается существенного изменения его количества.So in FIG. 3 and 4 show X-ray diffraction from: FIG. 3 - coating TiO 2 deposited on a titanium substrate in 100, 300, 600, 1000 reaction cycles; FIG. 4 - coating TiO 2 deposited on a titanium substrate in 100, 300, 600, 1000 reaction cycles after exposure to a solution simulating tissue fluid depending on the number of reaction cycles. Apatite-forming ability of TiO 2 coatings was studied depending on the number of reaction cycles n. After exposure to a solution simulating tissue fluid, titanium samples with a TiO 2 coating were analyzed by x-ray diffraction, a scanning electron microscope with an elemental analysis attachment. In FIG. Figure 3 shows the diffraction pattern of titanium samples coated with TiO 2 obtained by varying the number of reaction cycles n in the range of 100-1000 cycles after exposure to a solution simulating tissue fluid. At n <300, diffraction reveals only one diffraction peak at 31.7 °, which corresponds to NaCl. At n≥300, a peak appears at 26.1 °, 31.8 °, 32.3 ° and 32.8 °, which corresponds to the peaks (002), (211), (112), (300) hydroxyapatite, respectively. Thus, FIG. 3 and 4 show that the amorphous TiO 2 coating (n <300) does not cause the growth of hydroxyapatite upon exposure to a solution simulating tissue fluid. With a further increase in the coating thickness with a change in n in the range of 300–1000 (10–40 nm), hydroxyapatite is present, with no significant change in its amount.
В результате установлена корреляция между структурными характеристиками АСО TiO2 и его биоактивными свойствами, проявляющаяся в том, что рентгеноаморфные ТiO2 покрытия являются биоинертными (после выдержки образцов в РМТЖ гидроксиапатит отсутствует), в то время как поликристаллические с тетрагональной структурой типа анатаз проявляют биоактивные свойства (после выдержки образцов в РМТЖ на поверхности присутствует гидроксиапатит). Таким образом, показано, что толщина АСО покрытия TiO2 может быть подобрана из условия проявления покрытием поликристаллической структуры.As a result, a correlation was established between the structural characteristics of ASO TiO 2 and its bioactive properties, which manifests itself in the fact that X-ray amorphous TiO 2 coatings are bio-inert (there is no hydroxyapatite after exposure to samples), while polycrystalline with anatase-type tetragonal structure exhibit bioactive properties ( after exposure of the samples to breast cancer, hydroxyapatite is present on the surface). Thus, it is shown that the thickness of the ASO coating of TiO 2 can be selected from the condition that the coating exhibits a polycrystalline structure.
Пример 2.Example 2
АСО покрытия ТiO2 были получены при трех различных длительностях импульсах подачи титанового прекурсора - Ti(ОС2Н5)4, а именно t=0,2 с, t=0,6 с и t=0,06 с. Все остальные условия подготовки подложек и АСО процесса были такими же, как и в примере 1. Ниже приведены спектры рентгеновской дифракции, измеренные от образцов с ТiO2, полученных при t=0,2 с (фиг. 5) и t=0,6 с (фиг. 5).ASO coatings of TiO 2 were obtained at three different pulse widths of the titanium precursor feed - Ti (OS 2 H 5 ) 4 , namely t = 0.2 s, t = 0.6 s and t = 0.06 s. All other conditions for the preparation of the substrates and the ASO process were the same as in Example 1. Below are the X-ray diffraction spectra measured from samples with TiO 2 obtained at t = 0.2 s (Fig. 5) and t = 0.6 with (Fig. 5).
Рентгендифракционный анализ показал, что проведение АСО короткими импульсами t=0,2 с подачи титанового прекурсора позволяет получить однофазное TiO2 покрытие со структурой анатаз, в то время как АСО процесс при t=0.6 с приводит в дополнении к анатазной фазе появлению в покрытии рутильной фазы 2Θ ~ 27.5° (110). При t=0.06 с рефлексов от кристаллических фаз не выявлено.X-ray diffraction analysis showed that the administration of ASO with short pulses of t = 0.2 s of a titanium precursor feed allows a single-phase TiO 2 coating with anatase structure to be obtained, while the ASO process at t = 0.6 s leads to the appearance of a rutile phase in the coating in addition to the anatase phase 2Θ ~ 27.5 ° (110). At t = 0.06 s, reflections from crystalline phases were not detected.
В примере 1 показано, что рентгеноаморфные TiO2 покрытия являются биоинертными. Вместе с тем, было известно, что биоактивность рутильной фазы TiO2 существенно уступает биоактивности анатазной. Таким образом, показана необходимость проведения процесса АСО TiO2 при длительностях импульсов титанового прекурсора, указанных в формуле изобретения.Example 1 shows that X-ray amorphous TiO 2 coatings are bioinert. However, it was known that the bioactivity of the rutile phase of TiO 2 is significantly inferior to the anatase bioactivity. Thus, the need for the ASO TiO 2 process at the pulse durations of the titanium precursor specified in the claims is shown.
Пример 3.Example 3
Непосредственно перед АСО титановые пластины марки Grade 4 отмывалась в ультразвуковой ванне при 50°С сначала в ацетоне (ХЧ) (10 мин), затем в этаноле (96%, ХЧ) (10 мин), затем в деионизованной воде (10 мин). АСО ZrO2 проводили с использованием этиламидациркония Zr[N(CH3)(C2H5)]4 и воды в качестве прекурсоров, а АСО HfO2 - с использованием этиламидагафния Hf[N(СН3)(С2Н5)]4 и воды в качестве прекурсоров, в реакторе атомно-слоевого осаждения вертикального типа при температуре реактора 240°С, работающего при пониженном давлении (~2 мбар) в режиме прокачки азота. Из-за низкого давления паров этилметиламидциркония Zr[N(СН3)(С2Н5)]4 и этиламидагафния Hf[N(СН3)(С2Н5)]4 их подавали в реактор из прогреваемого источника при температуре 100°С. Время продувки азотом после каждого импульса подачи прекурсоров составляло 6 с. АСО покрытия ZrO2 и HfO2 и были получены при трех различных длительностях импульсах подачи металлсодержащих прекурсоров - Zr[N(CH3)(C2H5)]4 в случае роста ZrO2 и Hf[N(СН3)(С2Н5)]4 в случае роста HfO2, а именно t=0,8 с, t=0,5 с и t=0,06 с. Количество реакционных циклов варьировали в диапазоне 100-1000, что соответствовало толщинам получаемых покрытий 8-80 нм.Directly before ASO, Grade 4 titanium plates were washed in an ultrasonic bath at 50 ° С, first in acetone (ChP) (10 min), then in ethanol (96%, ChP) (10 min), then in deionized water (10 min). ASO ZrO 2 was carried out using ethylamidacirconium Zr [N (CH 3 ) (C 2 H 5 )] 4 and water as precursors, and ASO HfO 2 was carried out using ethylamidagafnium Hf [N (CH 3 ) (C 2 H 5 )] 4 and water as precursors in a vertical-type atomic-layer deposition reactor at a reactor temperature of 240 ° C, operating under reduced pressure (~ 2 mbar) in a nitrogen pumping mode. Due to the low vapor pressure of ethylmethylamidzirconium Zr [N (CH 3 ) (C 2 H 5 )] 4 and ethylamidahafnium Hf [N (CH 3 ) (C 2 H 5 )] 4 they were fed to the reactor from a heated source at a temperature of 100 ° FROM. The nitrogen purge time after each precursor feed pulse was 6 s. ASO coatings of ZrO 2 and HfO 2 were obtained at three different pulse durations of the supply of metal-containing precursors - Zr [N (CH 3 ) (C 2 H 5 )] 4 in the case of growth of ZrO 2 and Hf [N (CH 3 ) (C 2 H 5 )] 4 in the case of an increase in HfO 2 , namely, t = 0.8 s, t = 0.5 s and t = 0.06 s. The number of reaction cycles varied in the range of 100-1000, which corresponded to the thickness of the resulting coatings 8-80 nm.
На фиг. 6 представлены дифрактограммы образцов с длительностями импульсов этилметиламид циркония 0,06 с и 0,5 с. Из фигуры видно, что образец со временем напуска прекурсора Zr[N(СН3)(С2Н5)]4 0,5 с обладает кристаллическими рефлексами [110], [101] тетрагональной структуры, а образец с 0,06 с является аморфным.In FIG. Figure 6 shows the diffraction patterns of samples with pulse durations of zirconium ethylmethylamide of 0.06 s and 0.5 s. From the figure it is seen that a sample with time puffing precursor Zr [N (CH 3) (C 2 H 5)] 4 0.5 has crystalline reflexes [110] [101] The tetragonal structure, and the specimen is from 0.06 to amorphous.
После этого был сделан тест на биоактивность в растворе моделирующей тканевую жидкость. Для проверки данных результатов были приведены количественные исследования на основе РД-спектров, в ходе которых оценивалась площадь под пиками. Моделирование производилось в среде WinXRD, для моделирования спектров были использованы функции Pearson и Split Pearson. Данные по количественным рентгено-структурным исследованиям и приросту массы сведены в таблицу 2.After that, a bioactivity test was made in a solution simulating tissue fluid. To verify these results, quantitative studies based on RD spectra were presented, during which the area under the peaks was estimated. The simulation was performed in the WinXRD environment; the Pearson and Split Pearson functions were used to simulate the spectra. Data on quantitative x-ray structural studies and weight gain are summarized in table 2.
Из таблицы видно, что наибольшей биоактивностью обладает образец, полученный при длительности импульса Zr[N(CH3)(C2H5)]4 0.5 с. Аналогичные зависимости по биоактивности покрытий от длительности импульса металлического прекурсора были получены и в случае роста покрытия HfO2 с использованием этилметиламидогафния в качестве металлического прекурсора. Таким образом, показана необходимость проведения процесса АСО ZrO2 и HfO2 при длительностях импульсов металлических прекурсоров, указанных в формуле изобретения.It can be seen from the table that the sample obtained with a pulse duration of Zr [N (CH 3 ) (C 2 H 5 )] 4 0.5 s has the highest bioactivity. Similar dependences on the bioactivity of the coatings on the pulse duration of the metal precursor were obtained in the case of the growth of the HfO 2 coating using ethylmethylamidogafnium as a metal precursor. Thus, the need for an ASO ZrO 2 and HfO 2 process at the pulse durations of the metal precursors specified in the claims is shown.
Пример 4.Example 4
Непосредственно перед АСО титановые пластины марки Grade 4 отмывалась в ультразвуковой ванне при 50°С сначала в ацетоне (ХЧ) (10 мин), затем в этаноле (96%, ХЧ) (10 мин), затем в деионизованной воде (10 мин). АСО Та2О5 проводили с использованием в качестве прекурсоров пентаокситантала Та(ОС2Н5)5 и воды в качестве, а АСО Nb2O5 - с использованием пентаоксиниобия Nb(OC2H5)5 и воды, в реакторе атомно-слоевого осаждения вертикального типа при температуре реактора 300°С, работающего при пониженном давлении (~2 мбар) в режиме прокачки азота. Время продувки азотом после каждого импульса подачи прекурсоров составляло 6 с. АСО покрытия и Nb2O5 и были получены при трех различных длительностях импульсах подачи металлсодержащих прекурсоров - Та(ОС2Н5)5 в случае роста Та2О5 и Nb(OC2H5)5 в случае роста Nb2O5, а именно t=0,8 с, t=0,5 с и t=0,06 с. Количество реакционных циклов n варьировали в диапазоне 100-1000, что соответствовало толщинам получаемых покрытий 4-40 нм.Directly before ASO, Grade 4 titanium plates were washed in an ultrasonic bath at 50 ° С, first in acetone (ChP) (10 min), then in ethanol (96%, ChP) (10 min), then in deionized water (10 min). ASO Ta 2 O 5 was carried out using Ta (OS 2 H 5 ) 5 pentaoxitantal and water as precursors, and ASO Nb 2 O 5 was used using pentoxyniobium Nb (OC 2 H 5 ) 5 and water, in an atomic vertical-type deposition at a reactor temperature of 300 ° C, operating under reduced pressure (~ 2 mbar) in the mode of nitrogen pumping. The nitrogen purge time after each precursor feed pulse was 6 s. ASO coatings and Nb 2 O 5 and were obtained at three different pulse durations for the supply of metal-containing precursors - Ta (OC 2 H 5 ) 5 in the case of growth of Ta 2 O 5 and Nb (OC 2 H 5 ) 5 in the case of growth of Nb 2 O 5 namely t = 0.8 s, t = 0.5 s and t = 0.06 s. The number of reaction cycles n varied in the range of 100-1000, which corresponded to the thickness of the resulting coatings 4-40 nm.
Образцы с покрытиями были протестированы на биоактивность в растворе, моделирующем тканевую жидкость. После рентгено-дифракционной идентификации образования гидроксиапатита на образцах, выдержанных в растворе, моделирующем тканевую жидкость, прирост массы гидроксиапатита был определен гравитометрически и приведен в Таблице 3.Coated samples were tested for bioactivity in a solution simulating tissue fluid. After X-ray diffraction identification of the formation of hydroxyapatite on samples aged in a solution simulating tissue fluid, the increase in the mass of hydroxyapatite was determined gravitometrically and is shown in Table 3.
Из таблицы видно, что наибольшей биоактивностью (наибольший прирост гидроксиапатита) обладает образец с покрытим Ta2O5, полученный при длительности импульса Та(ОС2Н5)5 - 0.5 с. Аналогичные зависимости по биоактивности покрытий от длительности импульса металлического прекурсора были получены и в случае роста покрытия Nb2O5 с использованием Nb(OC2H5)5 в качестве металлического прекурсора. Таким образом, показана необходимость проведения процесса АСО ТагОз и Nb2O5 при длительностях импульсов металлических прекурсоров, указанных в п. 1 формулы изобретения.The table shows that the highest bioactivity (the largest increase in hydroxyapatite) is possessed by a sample coated with Ta 2 O 5 , obtained with a pulse duration of Ta (OS 2 H 5 ) 5 - 0.5 s. Similar dependences on the bioactivity of coatings on the pulse duration of a metal precursor were obtained in the case of the growth of the Nb 2 O 5 coating using Nb (OC 2 H 5 ) 5 as a metal precursor. Thus, the need for the ASO TagOz and Nb 2 O 5 process at the pulse durations of the metal precursors specified in paragraph 1 of the claims is shown.
Пример 5.Example 5
АСО покрытия (TiO2)x(Ta2O5)1-x на титановых пластинах марки Grade 4 были получены при трех различных значениях концентраций х, а именно х=0.9, х=0.7 и х=0.98. С целью получения многокомпонентных покрытий указанного состава х АСО процесс проводили циклически повторяющимися супециклами, включающими 9 реакционных циклов с использованием Ti(OC2H5)4 (длительность импульса 0.2 сек) и Н2О (длительность импульса 0.1 с) и 1 реакционный цикл с использованием Ta(OC2H5)5 (длительность импульса 0.5 сек) и Н2О (длительность импульса 0.1 с) - для получения покрытия состава х=0.9; 7 реакционных циклов с использованием Ti(ОС2Н5)4 (длительность импульса 0.2 с) и Н2О (длительность импульса 0.1 с) и 1 реакционный цикл с использованием Та(ОС2Н5)5 (длительность импульса 0.5 с) и Н2О (длительность импульса 0.1 с) - для получения покрытия состава х=0.7; 20 реакционных циклов с использованием Ti(OC2H5)4 (длительность импульса 0.2 с) и Н2О (длительность импульса 0.1 с) и 1 реакционный цикл с использованием Та(ОС2Н5)5 (длительность импульса 0.5 с) и Н2О (длительность импульса 0.1 с) - для получения покрытия состава х=0.98. Общее чило суперциклов подбирали такими, чтобы получить толщину многокомпонентного (TiO2)x(Ta2O5)1-x покрытия в диапазоне 30-50 нм. Все остальные условия подготовки подложек и проведения процесса АСО были такими же, как и в примере 1.ASO coatings (TiO 2 ) x (Ta 2 O 5 ) 1-x on Grade 4 titanium plates were obtained at three different concentrations of x, namely, x = 0.9, x = 0.7 and x = 0.98. In order to obtain multicomponent coatings of the indicated composition x ASO, the process was carried out in cyclically repeating supecycles including 9 reaction cycles using Ti (OC 2 H 5 ) 4 (pulse duration 0.2 sec) and Н 2 О (pulse duration 0.1 s) and 1 reaction cycle with using Ta (OC 2 H 5 ) 5 (pulse duration 0.5 sec) and Н 2 О (pulse duration 0.1 s) to obtain a coating of composition x = 0.9; 7 reaction cycles using Ti (OS 2 H 5 ) 4 (pulse duration 0.2 s) and Н 2 О (pulse duration 0.1 s) and 1 reaction cycle using Ta (OS 2 H 5 ) 5 (pulse duration 0.5 s) and H 2 O (pulse duration 0.1 s) - to obtain a coating of composition x = 0.7; 20 reaction cycles using Ti (OC 2 H 5 ) 4 (pulse duration 0.2 s) and H 2 O (pulse duration 0.1 s) and 1 reaction cycle using Ta (OC 2 H 5 ) 5 (pulse duration 0.5 s) and H 2 O (pulse duration 0.1 s) - to obtain a coating of composition x = 0.98. The total number of supercycles was chosen so as to obtain the thickness of the multicomponent (TiO 2 ) x (Ta 2 O 5 ) 1-x coating in the range of 30-50 nm. All other conditions for the preparation of substrates and the ASO process were the same as in example 1.
Ниже представлены дифрактограммы образцов с многокомпонентными покрытиями (TiO2)x(Ta2O5)1-x с концентрационными значениями х=0.7 и х=0.9.Below are the diffraction patterns of samples with multicomponent coatings (TiO 2 ) x (Ta 2 O 5 ) 1-x with concentration values of x = 0.7 and x = 0.9.
На приведенной фиг. 7 изображены спектры рентгеновской дифракции, измеренные от образцов с (TiO2)x(Ta2O5)1-x, полученного при концентрационных числах х=0.7 и х=0.9.In FIG. Figure 7 shows the X-ray diffraction spectra measured from samples with (TiO 2 ) x (Ta 2 O 5 ) 1-x obtained at concentration numbers x = 0.7 and x = 0.9.
Из фиг. 7 видно, что образец со значением концентрации х=0.9 имеет дифракционный максимум, соответствующий рефлексу (101) от кристаллической структуры анатаз, тогда как образец с концентрационным значением х=0.7 не имеет дифракционных максимумов, что означает, что на поверхности находится аморфное покрытие. Также был проведен тест в растворе, моделирующем тканевую жидкость, после чего был сделан анализ на дифрактометре. Результаты продемонстрированы в таблице 3.From FIG. Figure 7 shows that a sample with a concentration value of x = 0.9 has a diffraction maximum corresponding to reflection (101) of the anatase crystal structure, while a sample with a concentration value of x = 0.7 does not have diffraction maxima, which means that an amorphous coating is on the surface. A test was also conducted in a solution simulating tissue fluid, after which an analysis was made on a diffractometer. The results are shown in table 3.
В Таблице 4 приведены интегральные интенсивности и прирост массы для образцов с многокомпонентным покрытием (TiO2)x(Ta2O5)1-x с различными концентрационными числами х, после их выдержки в растворе моделирующем тканевую жидкость.Table 4 shows the integrated intensities and weight gain for samples with a multicomponent coating (TiO 2 ) x (Ta 2 O 5 ) 1-x with different concentration numbers x, after exposure to a solution simulating tissue fluid.
Из таблицы видно, что наибольшей биоактивностью обладает образец с многокомпонентным покрытием (TiO2)x(Ta2O5)1-x с концентрационным числом х=0.9. Таким образом, была показана необходимость применения концентрационного числа в пределе от 0.8 до 0.95.It can be seen from the table that the sample with the multicomponent coating (TiO 2 ) x (Ta 2 O 5 ) 1-x with the concentration number x = 0.9 has the highest bioactivity. Thus, the necessity of using a concentration number in the range from 0.8 to 0.95 was shown.
Пример 6.Example 6
АСО покрытия (ZrO2)x(Ta2O5)1-x на титановых пластинах марки Grade 4 были получены при трех различных значениях концентраций х, а именно х=0.9, х=0.7 и х=0.97. С целью получения многокомпонентных покрытий указанного состава х АСО процесс проводили циклически повторяющимися супециклами, включающими 5 реакционных циклов с использованием Zr[N(СН3)(С2Н5)]4 (длительность импульса 0.5 сек) и Н2О (длительность импульса 0.1 с) и 1 реакционный цикл с использованием Та(ОС2Н5)5 (длительность импульса 0.5 с) и Н2О (длительность импульса 0.1 с) - для получения покрытия состава х=0.9; 3 реакционных цикла с использованием Zr[N(CH3)(C2H5)]4 (длительность импульса 0.5 с) и Н2О (длительность импульса 0.1 с) и 1 реакционный цикл с использованием Ta(OC2H5)5 (длительность импульса 0.5 с) и Н2О (длительность импульса 0.1 сек) - для получения покрытия состава х=0.7; 10 реакционных циклов с использованием Zr[N(СН3)(С2Н5)]4 (длительность импульса 0.5 с) и Н2О (длительность импульса 0.1 с) и 1 реакционный цикл с использованием Ta(OC2H5)5 (длительность импульса 0.5 с) и Н2О (длительность импульса 0.1 с) - для получения покрытия состава х=0.97. Общее чило суперциклов подбирали такими, чтобы получить толщину многокомпонентного (ZrO2)x(Ta2O5)1-x покрытия в диапазоне 30-50 нм. Все остальные условия подготовки подложек и проведения процесса АСО были такими же, как и в примере 1.ASO coatings (ZrO 2 ) x (Ta 2 O 5 ) 1-x on Grade 4 titanium plates were obtained at three different concentrations of x, namely, x = 0.9, x = 0.7 and x = 0.97. In order to obtain multicomponent coatings of the indicated composition x ASO, the process was carried out in cyclically repeating supecycles, including 5 reaction cycles using Zr [N (CH 3 ) (C 2 H 5 )] 4 (pulse duration 0.5 sec) and H 2 O (pulse duration 0.1 c) and 1 reaction cycle using Ta (OS 2 H 5 ) 5 (pulse duration 0.5 s) and H 2 O (pulse duration 0.1 s) to obtain a coating of composition x = 0.9; 3 reaction cycles using Zr [N (CH 3 ) (C 2 H 5 )] 4 (pulse duration 0.5 s) and Н 2 О (pulse duration 0.1 s) and 1 reaction cycle using Ta (OC 2 H 5 ) 5 (pulse duration 0.5 s) and Н 2 О (pulse duration 0.1 s) - to obtain a coating of composition x = 0.7; 10 reaction cycles using Zr [N (СН 3 ) (С 2 Н 5 )] 4 (pulse duration 0.5 s) and Н 2 О (pulse duration 0.1 s) and 1 reaction cycle using Ta (OC 2 H 5 ) 5 (pulse duration 0.5 s) and Н 2 О (pulse duration 0.1 s) —to obtain a coating of composition x = 0.97. The total number of supercycles was chosen so as to obtain the thickness of the multicomponent (ZrO 2 ) x (Ta 2 O 5 ) 1-x coating in the range of 30-50 nm. All other conditions for the preparation of substrates and the ASO process were the same as in example 1.
Образцы с покрытиями были протестированы на биоактивность в растворе, моделирующем тканевую жидкость. После рентгено-дифракционной идентификации образования гидроксиапатита на образцах, выдержанных в растворе моделирующем тканевую жидкость, прирост массы гидроксиапатита был определен гравитометрически и приведен в Таблице 5.Coated samples were tested for bioactivity in a solution simulating tissue fluid. After X-ray diffraction identification of the formation of hydroxyapatite on samples soaked in a solution simulating tissue fluid, the weight gain of hydroxyapatite was determined gravitometrically and is shown in Table 5.
Из таблицы видно, что наибольшей биоактивностью обладает образец с многокомпонентным покрытием (ZrO2)x(Ta2O5)1-x с концентрационным числом х=0.9. Таким образом, была показана необходимость применения концентрационного числа в пределе от 0.8 до 0.95.The table shows that the sample with the multicomponent coating (ZrO 2 ) x (Ta 2 O 5 ) 1-x with the concentration number x = 0.9 has the highest bioactivity. Thus, the necessity of using a concentration number in the range from 0.8 to 0.95 was shown.
На всех приведенных примерах продувку реакционной зоны азотом осуществляют при давлении 0,5-5,0 мбар.In all the examples cited, the reaction zone was purged with nitrogen at a pressure of 0.5-5.0 mbar.
Таким образом, заявленное изобретение позволяет получить металлические имплантаты с биоактивным покрытием, обладающим большей активностью, нетоксичные и не подверженные коррозионным поражениям.Thus, the claimed invention allows to obtain metal implants with a bioactive coating with greater activity, non-toxic and not susceptible to corrosion damage.
Claims (2)
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2014115235/15A RU2566060C1 (en) | 2014-04-16 | 2014-04-16 | Bioactive coating of titanium implant inserted into individual's bone tissue |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2014115235/15A RU2566060C1 (en) | 2014-04-16 | 2014-04-16 | Bioactive coating of titanium implant inserted into individual's bone tissue |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2566060C1 true RU2566060C1 (en) | 2015-10-20 |
Family
ID=54327584
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2014115235/15A RU2566060C1 (en) | 2014-04-16 | 2014-04-16 | Bioactive coating of titanium implant inserted into individual's bone tissue |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| RU (1) | RU2566060C1 (en) |
Cited By (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2630578C1 (en) * | 2016-10-31 | 2017-09-11 | федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования "Пермский национальный исследовательский политехнический университет" | Method for titanium implants surface modification |
| CN109680266A (en) * | 2019-02-22 | 2019-04-26 | 吉林大学 | A kind of bioactive ceramic coating and preparation method thereof preparing tantalum atom doping in titanium alloy surface |
| RU2719475C1 (en) * | 2019-06-27 | 2020-04-17 | Общество С Ограниченной Ответственностью "Тектум" | Method of producing a bioactive coating with bactericidal properties on an implant of titanium |
| RU2734416C1 (en) * | 2019-08-14 | 2020-10-16 | Александр Юрьевич Соловьев | Bioactive porous coating for intraosseous implants made of titanium alloys |
| RU2756124C1 (en) * | 2020-09-14 | 2021-09-28 | Федеральное Государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования Дагестанский государственный медицинский университет Министерства здравоохранения Российской Федерации Даггосмедуниверситет | Method for improving the functional properties of mesh implants for hernial plasty |
| US11141505B2 (en) | 2017-03-28 | 2021-10-12 | DePuy Synthes Products, Inc. | Orthopedic implant having a crystalline gallium-containing hydroxyapatite coating and methods for making the same |
| US11793910B2 (en) | 2017-03-28 | 2023-10-24 | DePuy Synthes Products, Inc. | Orthopedic implant having a crystalline calcium phosphate coating and methods for making the same |
Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2394601C2 (en) * | 2008-10-09 | 2010-07-20 | Федеральное агентство по науке и инновациям | Method of modifying surface of implants from titanium and its alloys |
-
2014
- 2014-04-16 RU RU2014115235/15A patent/RU2566060C1/en active IP Right Revival
Patent Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2394601C2 (en) * | 2008-10-09 | 2010-07-20 | Федеральное агентство по науке и инновациям | Method of modifying surface of implants from titanium and its alloys |
Cited By (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2630578C1 (en) * | 2016-10-31 | 2017-09-11 | федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования "Пермский национальный исследовательский политехнический университет" | Method for titanium implants surface modification |
| US11141505B2 (en) | 2017-03-28 | 2021-10-12 | DePuy Synthes Products, Inc. | Orthopedic implant having a crystalline gallium-containing hydroxyapatite coating and methods for making the same |
| RU2764748C2 (en) * | 2017-03-28 | 2022-01-20 | Депуи Синтез Продактс, Инк. | Orthopedic implant having coating of crystalline hydroxyapatite containing gallium and its manufacturing methods |
| US11793910B2 (en) | 2017-03-28 | 2023-10-24 | DePuy Synthes Products, Inc. | Orthopedic implant having a crystalline calcium phosphate coating and methods for making the same |
| CN109680266A (en) * | 2019-02-22 | 2019-04-26 | 吉林大学 | A kind of bioactive ceramic coating and preparation method thereof preparing tantalum atom doping in titanium alloy surface |
| RU2719475C1 (en) * | 2019-06-27 | 2020-04-17 | Общество С Ограниченной Ответственностью "Тектум" | Method of producing a bioactive coating with bactericidal properties on an implant of titanium |
| RU2734416C1 (en) * | 2019-08-14 | 2020-10-16 | Александр Юрьевич Соловьев | Bioactive porous coating for intraosseous implants made of titanium alloys |
| RU2756124C1 (en) * | 2020-09-14 | 2021-09-28 | Федеральное Государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования Дагестанский государственный медицинский университет Министерства здравоохранения Российской Федерации Даггосмедуниверситет | Method for improving the functional properties of mesh implants for hernial plasty |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| RU2566060C1 (en) | Bioactive coating of titanium implant inserted into individual's bone tissue | |
| RU2554819C1 (en) | Method for producing bioactive coating on titanium implant implanted into human bone tissue | |
| Goudarzi et al. | Development of electrophoretically deposited hydroxyapatite coatings on anodized nanotubular TiO2 structures: corrosion and sintering temperature | |
| Nazarov et al. | Enhanced osseointegrative properties of ultra-fine-grained titanium implants modified by chemical etching and atomic layer deposition | |
| CN106756898B (en) | The preparation method of antibacterial hydrophobic ZnO nanorod | |
| Cotolan et al. | Sol-gel synthesis, characterization and properties of TiO2 and Ag-TiO2 coatings on titanium substrate | |
| Sun et al. | Microstructure and apatite-forming ability of the MAO-treated porous titanium | |
| Katić et al. | The potential-assisted deposition as valuable tool for producing functional apatite coatings on metallic materials | |
| Fathi-Hafshejani et al. | Phase-selective and localized TiO2 coating on additive and wrought titanium by a direct laser surface modification approach | |
| JP2014534882A (en) | Metal material having calcium phosphate layer and method for producing the same | |
| EP2156851B1 (en) | Method for production of biocompatible implant | |
| Qadir et al. | Surface characterization and biocompatibility of hydroxyapatite coating on anodized TiO2 nanotubes via PVD magnetron sputtering | |
| Xu et al. | Rapid fabrication of TiO2 coatings with nanoporous composite structure and evaluation of application in artificial implants | |
| Lee et al. | Precipitation of bone-like apatite on anodised titanium in simulated body fluid under UV irradiation | |
| Zhu et al. | Characterization of hydrothermally treated anodic oxides containing Ca and P on titanium | |
| Amin et al. | Biomimetic apatite growth from simulated body fluid on various oxide containing DLC thin films | |
| Noothongkaew et al. | Enhanced bioactivity and antibacterial properties of anodized ZrO2 implant coatings via optimized nanoscale morphology and timed antibiotic release through PLGA overcoat | |
| WO2010050401A1 (en) | Antibacterial product and method for producing same | |
| Ulfah et al. | Effect of cathode material on the morphology and osseointegration of TiO2 nanotube arrays by electrochemical anodization technique | |
| Sun et al. | The influence of electrolytic concentration on the electrochemical deposition of calcium phosphate coating on a direct laser metal forming surface | |
| Zhao | Nanosurface modification of Ti64 implant by anodic fluorine-doped alumina/titania for orthopedic application | |
| Nguyen et al. | The effect of two-step surface modification for Ti-Ta-Mo-Zr alloys on bone regeneration: An evaluation using calvarial defect on rat model | |
| Khodaei et al. | Comparative evaluation of the effect of different types of surface modifiers on bioactivity of porous titanium implants | |
| JP2005297435A (en) | Multilayered film, composite material, implant and composite material manufacturing method | |
| Wang | Enhancement of hydroxyapatite formation on anodic TiO 2 nanotubular arrays via precalcification |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| MM4A | The patent is invalid due to non-payment of fees |
Effective date: 20170417 |
|
| NF4A | Reinstatement of patent |
Effective date: 20191002 |