Способ обработки титанового имплантата для ортопедии

(51) МПК (2009) НАЦИОНАЛЬНЫЙ ЦЕНТР ИНТЕЛЛЕКТУАЛЬНОЙ СОБСТВЕННОСТИ СПОСОБ ОБРАБОТКИ ТИТАНОВОГО ИМПЛАНТАТА ДЛЯ ОРТОПЕДИИ(71) Заявитель Государственное научное учреждение Институт механики металлополимерных систем имени В.А.Белого Национальной академии наук Беларуси(72) Авторы Пинчук Леонид Семенович Чернякова Юлия Михайловна Гольдаде Виктор Антонович Чернюк Наталья Владимировна Болтрукевич Станислав Иванович Струк Василий Александрович Карев Дмитрий Борисович Кравченко Виктор Иванович Костюкович Геннадий Александрович(73) Патентообладатель Государственное научное учреждение Институт механики металлополимерных систем имени В.А.Белого Национальной академии наук Беларуси(56) КАРЛОВ А.В., ШАХОВ В.П. Системы внешней фиксации и регуляторные механизмы оптимальной биомеханики. - Томск , 2001. - . 163-169.9421 С 1, 2007.2192892 2, 2002.2206642 2, 2003.2605 2, 2005.3728 1, 2003.11009679 , 1999.5354390 , 1994.(57) Способ обработки титанового имплантата для ортопедии путем электрохимического анодирования в водном электролите на основе смеси фосфорной и серной кислот, при котором анодный ток плотностью 0,1-0,3 мкА/см 2 пропускают между имплантатом и вспомогательным электродом, погруженными в электролит, отличающийся тем, что пропускают анодный ток в течение 5-9 мин, причем в электролит погружают ту часть имплантата, которая после вживления в организм пациента будет контактировать с костной тканью, после электрохимического анодирования имплантат промывают водой, сушат,подвергают термообработке в атмосфере при температуре 110-115 С в течение 30-35 мин,затем обрабатывают коронным разрядом отрицательной полярности напряженностью 30 кВ/см в течение 10-15 мин и стерилизуют. Изобретение относится к области создания вживляемых ортопедических устройств, в частности эндопротезов, изготавливаемых с привлечением электрохимических технологий и реализующих для заживления операционной раны собственное электрическое поле. Регенерация поврежденных костных тканей ускоряется при электростимуляции 1. Электрическую стимуляцию кости применяют для лечения переломов, остеопороза и укорочения конечностей. Поле создают с помощью электродов, которые контактируют с кожей или введены в тело пациента хирургическим путем 2, а также катушек 13314 1 2010.06.30 индуктивности, в которые помещают больную конечность 3. Эксперименты на мышах подтвердили зависимость скорости остеорепарации от разности электродных потенциалов металлов, из которых сделаны имплантаты, контактирующие с костью 4. Известны вживляемые в организм человека устройства для сращивания костей после переломов, осуществляющие электрическую стимуляцию костной ткани. Устройство 5 содержит катушку индуктивности и два электрода, один из которых контактирует с несущими механическую нагрузку стержнем или пластиной, соединяющими отломки кости, а второй - с костной тканью пациента. Фиксатор 6 выполнен в виде пологого металлического стержня, несущего в полости пластмассовый сердечник, который служит изоляцией для электромагнитной катушки. Она соединена со стержнем и с электродом, контактирующим с костью. Эндопротез 7 имеет полый корпус, стенка которого перфорирована. В полости размещен гальванический элемент в виде емкости с биосовместимым электролитом, в который погружен анод. Элемент вырабатывает электрический ток, стимулирующий осаждение фосфата кальция на наружной поверхности эндопротеза и прорастание костной ткани в слой фосфата. Недостатки этих решений порождены наличием в имплантате внешнего источника тока, который должен быть биосовместимым, надежным и иметь достаточный технический ресурс. Принципиально новым направлением электростимуляции процессов остеорепарации является создание электретных имплантатов. Электрет - диэлектрик, длительно сохраняющий электрическую поляризацию, электрический аналог магнита. Применение электретных имплантатов позволяет упростить стимуляцию остеорепарации и улучшить биосовместимость имплантатов с организмом пациента 8. Известно устройство для остеорепарации 9, выполненное в виде металлической перфорированной пластины, покрытой диэлектриком, находящимся в электретном состоянии. Такие пластины выполняют из тантала, а затем формируют на них диэлектрическое покрытие из оксида тантала Та 25 методом электролитического анодирования 10. Недостаток такого способа состоит в том, что он может быть реализован только на имплантатах из тантала - редкого и дорогостоящего металла, практически не применяемого для изготовления эндопротезов суставов. В началев. в ортопедии определилась тенденция вытеснения стальных имплантатов имплантатами из титана. Биоинертный оксидный слой 2 на поверхности титановых изделий придает им повышенную биосовместимость. Кроме того, после имплантации титановых эндопротезов можно контролировать результаты операционного вмешательства методом магнитно-резонансной томографии с минимальными артефактами 8. Прототипом изобретения является способ электрохимического анодирования титановых имплантатов, используемых в травматологии и ортопедии 11. Процесс проводят в водном электролите на основе смеси фосфорной и серной кислот. Поверхности титанового имплантата, контактирующие после вживления в организм с костной тканью, погружают в электролит и пропускают между имплантатом и вспомогательным электродом электрический ток. Технологические режимы процесса оптимизируют по критерию омического сопротивления оксидного слоя, добиваясь величины удельного электрического сопротивления 10-15 мОм/см 2. Затем имплантат промывают бидистиллированной деионизированной водой, высушивают и подвергают стерилизации. Недостатки прототипа технологические режимы оксидирования оптимизированы только по величине омического сопротивления оксидного слоя, которое определяется ею толщиной и пористостью вероятность формирования в оксидном слое поляризационного заряда никак не учитывается и не контролируется способ не предусматривает путей регулирования поляризационного заряда, формируемого в оксидном слое. 2 13314 1 2010.06.30 Задачи, на решение которых направлено изобретение 1) оптимизировать технологические режимы электрохимического оксидирования титановых имплантатов по критерию поверхностной плотности поляризационного заряда в оксидном слое 2) найти методы перераспределения поляризационного заряда в оксидном слое имплантата 3) определить возможности заполнения ловушек, образовавшихся в оксидном слое после перераспределения зарядов, новыми носителями заряда. Поставленные задачи решаются тем, что известный способ обработки титанового имплантата для ортопедии путем электрохимического анодирования в водном электролите на основе смеси фосфорной и серной кислот, при котором анодный ток плотностью 0,10,3 мкА/см 2 пропускают между имплантатом и вспомогательным электродом, оптимизирован по новому критерию и дополнен новыми операциями. Анодный ток пропускают в течение 5-9 мин, причем электролит погружают в ту часть имплантата, которая после вживления в организм пациента будет контактировать с костной тканью. После электрохимического анодирования имплантат промывают водой, сушат, подвергают термообработке в атмосфере при температуре 110-115 С в течение 30-35 мин, а затем обрабатывают коронным разрядом отрицательной полярности напряженностью 30 кВ/см в течение 1015 мин и стерилизуют. Сущность изобретения состоит в следующем. Во-первых, в процессе электрохимического анодирования при заявленных технологических режимах в оксидном слое титанового имплантата формируется отрицательный электретный заряд с максимальной поверхностной плотностью. Во-вторых, при последующей термообработке имплантата,снабженного оксидным слоем, происходит дополнительное химическое окисление титана кислородом воздуха в слое имплантата, расположенном под пористым анодированным покрытием. Оно сопровождается перераспределением носителей заряда между электрохимическим и химическим оксидными слоями. В третьих, обработка имплантата коронным разрядом при заявленных режимах обусловливает заполнение ловушек,образовавшихся в процессе перераспределения носителей, новыми носителями заряда отрицательной полярности. В результате титановый имплантат становится источником постоянного электрического поля оптимальной напряженности, которое стимулирует остеорепарацию и улучшает биосовместимость имплантата с организмом пациента. Примеры осуществления способа. В качестве материала имплантатов в виде пластинок и штифтов использовали деформируемый титановый сплав ВТ 01 (ГОСТ 19807-91). Покрытия формировали в водном электролите состава 2024, 40 Н 3 РО 4. Ток между имплантатом и угольным вспомогательным электродом, погруженными в электролит, создавали с помощью источника постоянного напряжения. Величину тока регистрировали, используя компенсационный самопишущий прибор, и дублировали измерения стрелочным амперметром. Поверхностную плотность электретного зарядаопределяли компенсационным методом с помощью вибрирующего электрода по ГОСТ 25209-82. Приведенные ниже величиныпредставляют собой средние значения 5-7 идентичных измерений. В табл. 1 представлена зависимостьот плотноститока между электродами при времени пропускания тока 10 мин. Таблица 1 2, 10-7 Кл/м 2 Анализ данных табл. 1 свидетельствует, что оптимальная плотность тока соответствует диапазону 0,2-0,3 мкА/см 2. Снижение плотности тока до 0,1 мкА/см 2 приводит к падению электретного заряда до значения 5,510-7 Кл/м 2, а увеличение до 0,4 мкА/см 2 мало влияет на величину . 3 13314 1 2010.06.30 В табл. 2 показана зависимостьот времени 1 пропускания тока плотностью 0,25 мкА/см 2. Таблица 2 4 5 7 9 10 1, мин, 10 Кл/м Из табл. 2 следует, что оптимальное время анодирования составляет 5-9 мин. Уменьшение времени пропускания тока до 4 мин обусловливает падениедо 6,5 Кл/м 2. Увеличение времени до 110 мин также снижает величинудо значения 7,5 Кл/м 2, меньшего,чем 8,010-7 Кл/м 2, при 15 мин. Анодированные при оптимальных режимах образцы промывали водой (бидистиллятом) и сушили. После этого их подвергали термообработке при постоянной температурев диапазоне 100-120 С в течение времени 230-35 мин. Контрольные измерения показали, что исходная величинапосле термообработки практически не меняется. Затем образцы в течение времени 3 обрабатывали в коронном разряде напряженностью Е 30 кВ/см и регистрировали поверхностную плотность электрического заряда. Результаты измерений даны в табл. 3. Таблица 3 Т, С 105 110 5 10 15 20 5 10 15 20 3, мин Анализ данных табл. 3 приводит к следующим заключениям 1) диапазон оптимальных температур термообработки анодированных образцов составляет 110-115 С, поскольку при Т 105 С значениязаметно ниже, чем при оптимальных температурах, а повышение температуры Т 115 С практически не приводит к росту 2) оптимальная продолжительность обработки образцов коронным разрядом составляет 10-15 мин, поскольку при 35 мин величиныминимальны для каждой Т, а при 320 мин такие же, как при 315 мин. В таблицах не нашли отражение экспериментальные результаты, свидетельствующие,что уменьшение времени прогрева образцов 230 мин на 20-30 снижает конечное значение , а увеличение времени 235 мин практически не влияет наснижение напряженности поля коронного разряда 30 кВ/см заметно уменьшает конечное значение , а увеличение Е 30 кВ/см создает значительные технологические трудности при обработке образцов, но лишь незначительно увеличивает . Эффективность предложенного способа обработки имплантатов оценивали на клеточных культурах и в экспериментах на животных. Сравнивали титановые имплантаты, обработанные а) предложенным способом (п), т.е. анодированные при 0,25 мкА/см 2 и 18 мин, затем термообработанные при Т 112 С и 233 мин, а после этого подвергнутые обработке коронным разрядом при Е 30 кВ/см в течение 12 мин б) способом-прототипом (контрольные образцы - к), т.е. анодированные импульсным током частотой 1 Гц при напряжении между образцом и вспомогательным угольным электродом 105 В в течение 4 мин. 4 13314 1 2010.06.30 Оценивали влияние собственного электрического поля титановых образцов на фазу роста фибробластов - клеточной формы соединительной ткани человека и животных, из которой образуются волокна и основное вещество этой ткани. Чистую культуру клеток культивировали в колбах Каррела, на дно которых помещены титановые пластинки. Под микроскопом подсчитывали количествоколоний фибробластов в колбах, используя методику 12, в зависимости от времени 4 действия поля образцов. Результаты этого эксперимента приведены в табл. 4. Таблица 4 1 2 3 4 5 Время 4, сут Вид образцов к п к п к п к п к п, 1/мл 5 7 6 8 7 10 8 12 7 13 Анализ данных табл. 4 свидетельствует, что при прочих равных условиях количество колоний фибробластов в колбах с образцами, обработанными заявленным способом, всегда больше, чем в контрольных колбах с образцами, обработанными способомпрототипом. Замечено, что через 2-3 недели экспозиции происходит ориентация клеток вдоль силовых линий электретного поля образцов, обработанных заявленным способом. В экспериментах на белых мышах (48 животных) устанавливали титановые штифты(к и п) в лучевые кости, подвергнутые трансверсальной остеотомии. Обнаружено, что установка штифтов, обработанных предложенным способом, сопровождалась более быстрым, чем в контрольных экспериментах, образованием, минерализацией и перестройкой костной мозоли. При установке электретных штифтов отмечены активация остеокомпенсации, сокращение среднего времени отвердения костной мозоли, раннее восстановление прочности костей. Среднее время реабилитации и функционального восстановления рассеченной кости сокращается в 1,3-1,8 раза, случаи несращения костей не наблюдались. Таким образом, задачи, поставленные при создании изобретения, решены. Технологические режимы нанесения на имплантат оксидного покрытия оптимизированы по критерию формирования в покрытии максимального электретного заряда. Предложены операции, позволяющие создать в покрытии новые ловушки для носителей заряда и заполнить их. Эти операции характеризуются экологической чистотой, они технологически просты и экономичны. Способ обработки титановых имплантатов для ортопедии предназначен для применения в медицинской технике. Он позволяет создать имплантаты нового поколения, моделирующие биофизическое поле костной ткани. Металлические имплантаты, обработанные предложенным способом, становятся источником постоянного электрического поля, которое обусловливает электростимуляцию роста и восстановления костей, улучшение биосовместимости имплантатов. Такие имплантаты востребованы в травматологии при лечении переломов, ложных суставов, деформаций опорно-двигательного аппарата, а также при эндопротезировании суставов. Источники информации 1. Ткаченко С.С., Руцкий В.В. Электростимуляция остеорепарации. - М. Медицина,1989. - 208 с. 2.. --, 1986. - 390 . 3..// . . . . 1994. - . 15. - . 15-31. 4. Корнилов Н.В., Анисимов А.И., Каныкин А.Ю. Электрохимические аспекты имплантации металлоконструкций в травматологии и ортопедии. Слабые и сверхслабые поля и излучения в биологии и медицине. Тез. докл. межд. конф. - С.-Петербург, 1997. - С. 7273. 5 13314 1 2010.06.30 5. Патент США 1130390, МПК 61 5/00, 1982. 6. Патент США 4421115, МПК 61 1/18, 1983. 7. Патент США 5383935, МПК 61 2/02, 2/30, 2/51, 1995. 8.,,,. -, 2006. - 350 . 9. А.с. СССР 1122328, МПК А 6 1/00, А 61 В 17/18, 1984. 10.,,. . 8 . .. - , 1994. - . 863-868. 11. Карлов А.В., Шахов В.П. 3.5. Формирование оксидного слоя на титане и титановых сплавах методом электрохимического оксидирования для получения биоинертного покрытия на имплантатах, используемых в травматологии и ортопедии. В кн. Системы внешней фиксации и регуляторные механизмы оптимальной биомеханики. - Томск ,2001. - С. 163-200 (прототип). 12. Теппер Е.З., Шильникова В.К., Переверзева Г.И. Практикум по микробиологии Учебное пособие для вузов. - 5-е изд. - М. Дрофа, 2004. - 256 с. Национальный центр интеллектуальной собственности. 220034, г. Минск, ул. Козлова, 20. 6