Медицина / 7.

д.т.н. Родионов И.В.

ФГБОУ ВПО «Саратовский государственный технический университет имени Гагарина Ю.А.», Россия

Статья подготовлена при поддержке гранта Президента РФ
МК-1799.2011.8.

Высокоэффективный газотермический способ нанесения биоактивного гидроксиапатитового покрытия на ортопедические и стоматологические имплантаты

Успех применения металлических имплантатов в лечении переломов костей и восстановлении функций зубных рядов во многом связан с использованием функциональных покрытий на основе различных кальцийфосфатных керамик, обладающих качествами биологического сродства с костной тканью [1]. За счет высокой биологической активности данные покрытия не только не вызывают воспалительных и иммунных реакций тканей, но и обеспечивают эффективное интеграционное взаимодействие поверхности имплантатов с окружающими костными структурами.

Наиболее широко применяемым материалом указанных биоактивных покрытий является гидроксиапатит, хорошо зарекомендовавший себя в современной имплантационной медицине [2, 3].

Гидроксиапатитовое покрытие имплантатов обеспечивает их ускоренное и эффективное приживление в костных структурах за счет высокого уровня биологической активности поверхности. Наиболее распространенной технологией нанесения порошковых гидроксиапатитовых покрытий является плазменное напыление [4-6], заключающееся в пропускании порошка гидроксиапатита через плазмотрон, расплавлении частиц порошка в плазменной струе с последующим их оседанием на поверхность имплантата. Однако нанесение гидроксиапатитового покрытия порошково-плазменным методом является технологически сложным процессом и характеризуется низкой экономической эффективностью расхода напыляемого материала, т.к. только 40-50% частиц гидроксиапатитового порошка оседает на поверхности обрабатываемого изделия, а остальное их количество – на стенках напылительной камеры, не попадая на изделие. При этом механическая прочность покрытия во многих случаях находится на низком уровне, часто наблюдается отскок частиц порошка от подложки при соударении с ней.

В связи с этим разработан принципиально новый экономически эффективный технологический способ нанесения гидроксиапатитового покрытия на имплантаты, выполняемые из различных металлических материалов.

Данный способ предусматривает газотермическое воздействие аргоно-плазменной струей на гидроксиапатитовый порошок, предварительно закрепленный на поверхности имплантатов, для обеспечения поверхностного оплавления частиц порошка и их усиленной физико-механической взаимосвязи с металлической основой и друг с другом за счет эффекта приваривания частиц. При этом для предварительного закрепления частиц гидроксиапатита на поверхности металлической основы порошок гидроксиапатита смешивается с биологически совместимым связующим веществом, в качестве которого используются различные фосфатные связки (магнийфосфатные, кальцийфосфатные), взятые в соотношении к порошку 1,0-1,5:1,5-2,0. После смешивания связки с гидроксиапатитовым порошком получаемая суспензия наносится на поверхность имплантатов, производится сушка нанесенной суспензии для ее предварительного закрепления на имплантатах и осуществляет термообработка аргоно-плазменной струей при токе дуги 300-500 А, продолжительности 0,5-2,0 мин на дистанции 40-100 мм.

Данные технологические режимы были выбраны в результате многочисленных экспериментов и позволяют обеспечить получение гидроксиапатитовых покрытий с повышенной адгезией и когезией, являющимися основными показателями механической прочности функциональных покрытий имплантатов.

Было установлено, что эффективная термообработка аргоно-плазменной струей при значениях режима I<300 А, τ<0,5 мин невозможна, т.к. получаемое гидроксиапатитовое покрытие не обладает высокой механической прочностью и склонно к разрушению даже при небольших функциональных нагрузках на имплантаты. Это связано с тем, что обработка аргоно-плазменной струей при таких значениях режима не обеспечивает поверхностное оплавление частиц гидроксиапатитового порошка, в результате чего не происходит их усиленное взаимодействие с основой имплантатов и друг с другом.

Аргоно-плазменная обработка при значениях I >500 А, τ>2,0 мин создает опасность выгорания частиц гидроксиапатита в объеме формируемого покрытия, что является технологически неприемлемым фактором.

Дистанция обработки (расстояние от среза сопла плазмотрона до поверхности изделия) выбирается в зависимости от дисперсности применяемого гидроксиапатитового порошка, а также от толщины создаваемого биоактивного покрытия и варьируется в пределах от 40 до 100 мм для возможности поверхностного оплавления частиц гидроксиапатита и их прочной взаимосвязи с металлической поверхностью и между собой.

При дистанции обработки менее 40 мм прочность взаимосвязи покрытия с поверхностью имплантатов повышается, но отсутствуют выраженная шероховатость и пористость гидроксиапатитового слоя, необходимые для остеоинтеграции имплантатов и их надежного закрепления в костной ткани. При дистанции обработки превышающей 100 мм исключается возможность оплавления частиц гидроксиапатитового порошка с отсутствием условий их усиленной взаимосвязи с металлической основой и друг с другом, что приводит к существенному снижению механической прочности получаемого покрытия.

В целом, сущность разработанного технологического способа заключается в том, что процесс формирования биоактивного покрытия осуществляется путем смешивания порошка гидроксиапатита с фосфатной связкой, нанесения получаемой суспензии на поверхность имплантатов, сушки нанесенной суспензии для предварительного закрепления объема покрытия на изделии и термообработки аргоно-плазменной струей при токе дуги 300-500 А, продолжительности 0,5-2,0 мин, на дистанции 40-100 мм. При этом порошок гидроксиапатита смешивается со связующим веществом для удержания гидроксиапатитовых частиц на поверхности имплантатов, а термообработка аргоно-плазменной струей проводится для обеспечения поверхностного оплавления частиц порошка и их усиленной физико-механической взаимосвязи с металлической основой и друг с другом за счет эффекта приваривания частиц. Присутствие в объеме покрытия не проплавленных твердых ядер частиц гидроксиапатита создает выраженную шероховатость и морфологическую гетерогенность поверхности с наличием пористой структуры, необходимой для эффективной остеоинтеграции имплантатов. В результате формируется биоактивное механически прочное покрытие из поверхностно-оплавленных частиц гидроксиапатитового порошка (рис.).

Полученные газотермические гидроксиапатитовые покрытия прошли испытания на механическую прочность, определяемую методами нормального отрыва и сдвига, результаты которых показали высокую адгезионно-когезионную прочность покрытий (табл.).

Рис. Микроструктура покрытий, полученных газотермической обработкой гидроксиапатитсодержащей поверхности имплантатов аргоно-плазменной струей: а – гидроксиапатитовое покрытие, полученное на титановом (ВТ1-00) стоматологическом имплантате; б – гидроксиапатитовое покрытие, полученное на стальном (12Х18Н9Т) ортопедическом имплантате

Таблица

Влияние режимов газотермической обработки на показатели механической прочности гидроксиапатитовых покрытий имплантатов

Дисперсность порошка гидроксиапатита Δ, мкм	Режим аргоно-плазменной обработки			Прочность покрытия на отрыв σ, МПа	Прочность покрытия при сдвиге σ, МПа
	I, А	τ, мин	L, мм
50	350	1,0	70	21	3,8
70	450	1,5	90	24	4,7

Повышенная механическая прочность покрытий и высокоэкономичный расход гидроксиапатитового порошка достигаются тем, что, благодаря поверхностному оплавлению частиц при газотермической обработке происходит усиление их взаимосвязи с поверхностью имплантатов и друг с другом, существенно повышая прочность покрытия, а все то количество порошка гидроксиапатита, которое наносится на поверхность имплантатов в виде смеси со связующим веществом, участвует в процессе создания покрытия при исключении отскока частиц и их осыпания с металлической основы.

Стоматологические внутрикостные имплантаты из титана ВТ1-0, ВТ1-00, а также ортопедические чрескостные остеофиксаторы из титановых сплавов ВТ6, ВТ16 и нержавеющей стали 12Х18Н9Т, 12Х18Н10Т, покрытые разработанным способом, позволяют добиться наилучших лечебно-реабилитационных результатов благодаря повышенной механической прочности биоактивного покрытия, сохраняющейся на протяжении всего срока функционирования изделий, и морфологической гетерогенности поверхности, обеспечивающей эффективную остеоинтеграцию имплантатов [7].

Литература

1. Бутовский К.Г., Лясникова А.В., Лепилин А.В., Лясников В.Н. Биоактивные материалы и покрытия в дентальной имплантологии. Уч. пособие. Саратов: Сарат. гос. техн. ун-т, 2004. 94 с.

2. Бейдик О.В., Бутовский К.Г., Островский Н.В. и др. Моделирование наружного чрескостного остеосинтеза. – Саратов: Изд-во СГМУ, 2002. 198 с.

3. Патент РФ на изобретение №2158189. Способ нанесения гидроксиапатитовых покрытий. Опубл. 27.10.2000.

4. Бутовский К.Г. и др. Электроплазменное напыление в производстве внутрикостных имплантатов. Саратов: Сарат. гос. техн. ун-т, 2006. 200 с.

5. Патент РФ на изобретение №2146535. Способ изготовления внутрикостного стоматологического имплантата с плазмонапыленным многослойным биоактивным покрытием. Опубл. 20.03.2000.

6. Патент РФ на изобретение №2134082. Способ изготовления имплантатов для чрескостного остеосинтеза. Опубл. 10.08.1999.

7. Патент РФ на изобретение №2417107. Способ нанесения гидроксиапатитового покрытия на имплантаты / Родионов И.В. Опубл. 27.04.2011.