Способ получения биомедицинского материала

Изобретение относится к области медицины, в частности к способу получения биомедицинского материала. Способ получения биомедицинского материала, включающий нанесение на металлическую основу гидроксиапатита и последующую обработку ультразвуковым излучением, при этом основу помещают в 35-45%-ную водную суспензию гидроксиапатита и обработку ультразвуковым излучением осуществляют при интенсивности ультразвука 10,0-13,9 Вт/см2 и частоте 35 кГц при Т = 40ºС в течение 0,5–1 часа, при этом обработку повторяют от 3 до 5 раз с промежуточной сушкой продукта на воздухе в течение 1–5 часов. Вышеописанный способ получения биомедицинского материала на основе пористых металлических материалов является технологически простым, позволяющим сохранить биологическую активность гидроксиапатита и достичь равномерного и прочного покрытия не только на поверхности, но и по всему объему. 1 табл., 5 пр., 3 ил.

 

Изобретение относится к области медицины, в частности к способам получения костных имплантатов на основе пористых материалов с биоактивным покрытием.

Известен способ получения биомедицинского материала для создания костных имплантатов на основе пористого сплава титан-кобальт в режиме СВС, включающий приготовление экзотермической смеси исходных реагентов из порошка титана и кобальта, добавление в смесь не более 4 масс. % гидрида титана, не более 15 масс. % аморфного нанодисперсного порошка гидроксиапатита или аморфного нанокомпозита гидроксиапатита с биополимером природного происхождения, прессование из смеси порошков заготовки, размещение ее в реакторе СВС, предварительный нагрев заготовки до 350-580°C, инициирование процесса горения в инертной атмосфере с последующим выделением целевого продукта (патент RU № 2341293; МПК A61L27/04, A61L27/06, A61L27/24, A61F2/28; 2007 г.).

Однако известный способ является многостадийным, высокотемпературная обработка приводит к разложению биоактивного гидроксиапатита и поровое пространство сплава покрывается соединениями кальция, фосфора и кислорода, представляющими собой продукты его распада, биоактивность которых значительно ниже, чем у гидроксиапатита.

Известен способ изготовления внутритканевых эндопротезов на титановой основе, в котором изготовление имплантатов состоит из следующих стадий: многослойное плазменное напыление на металлическую основу имплантатов биологического активного покрытия, при этом первым и вторым слоями дистанционно напыляют титан, третьим слоем наносят механическую смесь порошка титана и гидроксиапатита, а четвертый слой формируют на основе гидроксиапатита, далее имплантаты с многослойным биологическим активным покрытием помещают в емкость с раствором нитрата серебра (концентрация AgNO3 0,04%) помещенную в дополнительную емкость с водой, и проводят обработку со стороны поверхности напыленного многослойного биологического активного покрытия ультразвуковым излучением в течение 35 секунд при интенсивности ультразвука 9,6 Вт/см2 и частоте 22 кГц (патент RU № 2529262 С1; МПК A61L27/30; A61F2/02; C23C18/42; 27.09.2014 бюл.№27) (прототип).

Недостатком известного способа является многостадийность, сложность аппаратурного оформления, а также применение нитрата серебра, так как предельно допустимая концентрация азотнокислого серебра в воздухе рабочей зоны - 0,5 мг/м3 (ГОСТ 1277-75 Реактивы. Серебро азотнокислое), и ПДК для питьевой воды – 50 мкг/дм3 (второй класс опасности по ГОСТ 12.1.005), кроме того плазменное напыление частично разрушает (снижает биологическую активность) гидроксиапатита, так как местные перегревы (>800 °С) разрушают гидроксиапатит до трехкальциевого фосфата.

Таким образом, перед авторами была поставлена задача разработать простой способ получения биомедицинского материала, обеспечивающий как сохранение минерального состава биоактивного компонента – гидроксиапатита, так и заполняемость основы с хорошей адгезией нанесенного покрытия, при этом не используя агрессивных реагентов.

Поставленная задача решена в предлагаемом способе получения биомедицинского материала, включающем нанесение на металлическую основу гидроксиапатита и последующую обработку ультразвуковым излучением, в котором основу помещают в 35-45%-ную водную суспензию гидроксиапатита и обработку ультразвуковым излучением осуществляют при интенсивности ультразвука 10,0-13,9 Вт/см2 и частоте 35 кГц в течение 0,5 – 1 часа, при этом обработку повторяют от 3 до 5 раз с промежуточной сушкой продукта на воздухе в течение 1 – 5 часов.

В настоящее время не известен способ получения биомедицинского материала, в котором металлическую основу помещают в 35-45%-ную водную суспензию гидроксиапатита и обработку ультразвуковым излучением осуществляют при интенсивности ультразвука 10,0-13,9 Вт/см2 и частоте 35 кГц в течение 0,5 – 1 часа, при этом обработку повторяют от 3 до 5 раз с промежуточной сушкой продукта на воздухе в течение 1 – 5 часов.

В качестве металлических высокопористых основ авторы использовали: титан (Ti) пористости (45, 55%), пористый (85%) никелид титана (NiTi), пористую (91%) нержавеющая сталь и пористый (95%) никель (Ni). В качестве биологически активного покрытия 35-45% водная суспензия ультрадисперсного порошка гидроксиапатита, полученного осаждением из растворов (Патент RU № 2104924). Для нанесения покрытия на основу применяли низкотемпературный метод ультразвуковой обработки 35-45% водной суспензией порошка гидроксиапатита в ультразвуковой ванне «САПФИР 1.3 ТТЦ» (35 кГц) при T=40 °C в течение 0,5-1 часа. Проведенные авторами исследования позволили разработать способ получения биоактивного покрытия на пористом материале, позволяющий сохранить минеральный состав биоактивного компонента - гидроксиапатита (ГАП) наряду с хорошей адгезией нанесенного покрытия, которое оценивали методом центробежного отрыва (центрифуга CM-6M, ELMI; центростремительное ускорение 500 м/c2). Для достижения необходимого результата авторами предлагается способ последовательной, с промежуточной сушкой, 3-5 кратной ультразвуковой обработкой, в ходе которого осуществляют осаждение частиц ГАП из 35-45% водной суспензии ультрадисперсного порошка ГАП, добиваясь этим объемной пропитки и покрытие поверхности высокопористого материала равномерным слоем биоактивного материала. Авторами учитывался тот факт, что современные аддитивные технологии (3D-печать) позволяют осуществлять изготовление пористых материалов с поперечным сечением отверстий (пор) от 500 до 1000 мкм, которые могут быть использованы в качестве металлической основы при получении биомедицинских материалов.

При использовании суспензии с концентрацией менее 35% не происходит заполнения пористого материала суспензией, так как она вытекает перед сушкой, образуя незаполненные поры. Использование суспензии с концентрацией выше 45% ведет к значительному заполнению ближайших от поверхности пор, и не прохождение внутрь пористой основы, высокая вязкость затрудняет получение покрытия в порах по всему объему. Обработку в ультразвуковой ванне пористого материала в суспензии ГАП проводят 3-5-кратную, что позволяет достичь максимального содержания ГАП от массы каркаса в зависимости от исходной пористости основы. Увеличение количества пропиток приводит к зарастанию и снижению остеоинтеграционных свойств материала, а уменьшение мешает возможности создания сплошного биоактивного покрытия. Использование предлагаемого интервала интенсивности ультразвукового излучения объясняется следующими причинами: уменьшение менее 10 Вт/см2 ведет к вероятному несмачиванию суспензией гидроксиапатита всей поверхности пористого материала основы, увеличение более 13,9 Вт/см2 обусловливает избыточные затраты энергии.

Предлагаемый способ может быть осуществлен следующим образом.

Заготовку из пористого материала (титан пористости (45, 55%) или пористый никелид титана (85%) или пористая нержавеющая сталь (91%) или пористый никель (95%)) помещают в емкость с водной суспензией гидроксиапатита (ГАП) состава Ca10(PO4)6 (ОН)2 с концентрацией 35-45%, емкость устанавливают в ультразвуковую ванну и осуществляют обработку ультразвуковым излучением при интенсивности ультразвука 10,0-13,9 Вт/см2 и частоте 35 кГц в течение 0,5 – 1 часа, при этом обработку повторяют от 3 до 5 раз с промежуточной сушкой продукта при комнатной температуре на воздухе в течение 1 – 5 часов. Получают материал с пористой металлической основой, пропитанной ГАП, при этом содержание ГАП составляет 20-60 масс.% от массы полученного материала.

Содержание ГАП от массы полученного материала определяют путем взвешивания образцов до и после обработки. Морфологию образующегося в процессе ультразвуковой пропитки материалов исследовали методом Брунауэра, Эммета и Тейлера (БЭТ) низкотемпературной адсорбцией азота на приборе Gemini VII 2390 VI.03 (V1.03 t), полученные данные представлены в таблице 1.

Таблица 1

Характеристики поверхности исходных пористых металлических материалов и после трехкратной пропитки 40% водной суспензией кристаллического ГАП

Исследуемый образец Sудельная, м2 Sпор, м2 Vпор, см3
Ti-45% 0.3256±0.0453 1.3652 0.000783
Ti-45%-ГАП 22.6126±0.0252 - -
NiTi 4.0907±0.0767 2.6199 0.001500
NiTi+ГАП 49.4604±0.0713 1.8226 0.000516

Микрофотографии образцов пористых материалов до и после покрытия (см. фиг.1, 2) получали на анализирующем сканирующем электронном микроскопе JSM 6390 LA (JEOL-Япония).

Прочность сцепления биоактивного покрытия с пористой металлической основой определяли методом центробежного отрыва (центрифуга CM-6M, ELMI; центростремительное ускорение 500 м/c2). По полученным методом центробежного отрыва данным была рассчитана адгезионная прочность покрытий на матрицах различной пористости (см. фиг.3) в соответствии с формулой

P= Fцентр./S = m ω2⋅r/S, где

P - адгезионная прочность, H/м2;

m - масса покрытия, кг;

ω - угловая скорость вращения в момент разрыва, с-2;

r – расстояние от центра масс до оси вращения центрифуги, м;

S – площадь контакта покрытия и подложки, м2.

Полученные результаты сопоставимы или превышают в несколько раз адгезионную прочность покрытий получаемых вакуумным импрегнированием (37-95 Н/м2; Е.А. Богданова, В.М. Скачков, А.Г. Широкова, И.Г. Григоров, Н.А. Сабирзянов. Влияние термического отжига на прочность биоактивного покрытия на пористом титане // Физико-химические аспекты изучения кластеров, наноструктур и наноматериалов. 2016. Вып. 8. С. 64-68.)

Предлагаемый способ иллюстрируется следующими примерами.

Пример 1. Образец пористого титана размером 10×10×4 мм (пористость 45%) погружают в емкость с водной суспензией ГАП состава Ca10(PO4)6 (ОН)2 с концентрацией 35%, которую помещают в ультразвуковую ванну и в течение 0,5 часа подвергают ультразвуковой обработке (интенсивность ультразвука 13,9 Вт/см2 и частота 35 кГц). После чего образцы сушат на воздухе при комнатной температуре в течение 5 часов, операцию повторяют 5 раз и получают пористый материал на основе титана с покрытием ГАП, при этом содержание ГАП составляет 20 масс.% от массы титана. На фиг.1 микроизображение поверхности титана пористости 45%: 1а) - исходный образец титана; 1б) - образец титана с покрытием ГАП.

Пример 2. Образец пористого титана полученного методом 3D-печати диаметром 12,5 мм и толщиной 6 мм (пористость 55%) погружают в емкость с водной суспензией ГАП состава Ca10(PO4)6 (ОН)2 с концентрацией 40%, которую помещают в ультразвуковую ванну и в течение 1,0 часа подвергают ультразвуковой обработке (интенсивность ультразвука 10,0 Вт/см2 и частота 35 кГц). После чего образец сушат на воздухе при комнатной температуре в течение 3 часов, операцию повторяют 3 раза и получают материал на основе титана с покрытием ГАП, при этом содержание ГАП составляет 26 масс.% от массы титана. На фиг.1 изображение поверхности титана пористости 55%: 2а) - исходный образец титана; 2б) - образец титана с покрытием ГАП.

Пример 3. Образец пористого никелида титана (NiTi) размером 10×10×4 мм (пористость 85%) погружают в емкость с водной суспензией ГАП состава Ca10(PO4)6 (ОН)2 с концентрацией 45%, которую помещают в ультразвуковую ванну и в течение 0,5 часа подвергают ультразвуковой обработке (интенсивность ультразвука 13,9 Вт/см2 и частота 35 кГц). После чего образцы сушат на воздухе при комнатной температуре в течение 1 часа, операцию повторяют 3 раза и получают пористый материал на основе никелида титана с покрытием ГАП, при этом содержание ГАП составляет 48 масс.% от массы материала. На фиг.1 микроизображение поверхности никелида титана пористости 85%: 3а) - исходный образец никелида титана; 3б) - образец NiTi с покрытием ГАП.

Пример 4. Образец пористой нержавеющей стали размером 10×10×4 мм (пористость 91%) погружают в емкость с водной суспензией ГАП состава Ca10(PO4)6 (ОН)2 с концентрацией 40%, которую помещают в ультразвуковую ванну и в течение 1 часа подвергают ультразвуковой обработке (интенсивность ультразвука 13,9 Вт/см2 и частота 35 кГц). После чего образец сушат на воздухе при комнатной температуре в течение 5 часов, операцию повторяют 4 раза и получают пористый материал на основе нержавеющей стали с покрытием ГАП, при этом содержание ГАП составляет 50 масс.% от массы материала. На фиг.2 микроизображение поверхности нержавеющей стали пористости 91%: 4а) - исходный образец титана; 4б) - образец титана с покрытием ГАП.

Пример 5. Образец пористого никеля (Ni) размером 10×10×4 мм (пористость 95%) погружают в емкость с водной суспензией ГАП состава Ca10(PO4)6 (ОН)2 с концентрацией 45%, который помещают в ультразвуковую ванну и в течение 0,5 часа подвергают ультразвуковой обработке (интенсивность ультразвука 13,9 Вт/см2 и частота 35 кГц). После чего образец сушат на воздухе при комнатной температуре в течение 5 часов, операцию повторяют 3 раза и получают пористый материал на основе никеля с покрытием ГАП, при этом содержание ГАП составляет 55 масс.% от массы материала. На фиг.2 микроизображение поверхности никеля пористости 95%: 5а) - исходный образец Ni; 5б) - образец Ni с покрытием ГАП.

Таким образом, авторами предлагается технологически простой способ получения биомедицинского материала на основе пористых металлических материалов, позволяющий сохранить биологическую активность ГАП за счет исключения высоких температур при обработке и достичь равномерного и прочного покрытия не только на поверхности, но и по всему объему.

Способ получения биомедицинского материала, включающий нанесение на металлическую основу гидроксиапатита и последующую обработку ультразвуковым излучением, отличающийся тем, что основу помещают в 35-45%-ную водную суспензию гидроксиапатита и обработку ультразвуковым излучением осуществляют при интенсивности ультразвука 10,0-13,9 Вт/см2 и частоте 35 кГц при Т = 40°С в течение 0,5–1 часа, при этом обработку повторяют от 3 до 5 раз с промежуточной сушкой продукта на воздухе в течение 1–5 часов.



 

Похожие патенты:

Изобретение относится к медицинской технике и раскрывает способ нанесения биоактивного покрытия на титановые имплантаты. Способ характеризуется тем, что готовят раствор для покрытия, представляющий собой электролит, содержащий ортофосфорную кислоту, биоактивный гидроксиапатит, нанодисперсный германий и дистиллированную воду с последующим нанесением покрытия на титановый имплантат посредством микродугового нанесения при длительности импульса - 150-200 мкс, частоте следования импульсов 1-45 Гц и напряжении 310-400 В в течение 12-20 мин при постоянном перемешивании электролита.

Изобретение относится к медицине. Описан способ получения биоактивного покрытия на основе кремнийзамещенного гидроксиапатита, включающий воздушно-абразивную обработку с использованием порошка электрокорунда дисперсностью 250-300 мкм в течение 4-6 мин, затем для формирования покрытия проводят электроплазменное напыление подслоя из порошка титана с дисперсностью 100-150 мкм в течение 5-10 с при токе дуги 300 А с дистанции напыления 150-200 мм и расходе плазмообразующего газа 20 л/мин, после чего проводят электроплазменное напыление кремнийзамещенного гидроксиапатита с дисперсностью до 90 мкм в течение 12-15 с при токе дуги 350 А с дистанции напыления 50-100 мм и расходе плазмообразующего газа 20 л/мин.
Группа изобретений относится к медицине, конкретно к имплантируемой пасте, содержащей биологически активный стеклянный порошок, имеющий распределение размеров, составляющее 0,5-45 мкм, биологически активные стеклянные гранулы, имеющие распределение размеров между 100 и 4000 мкм, полиэтиленгликоль с низкой молекулярной массой, имеющий диапазон молекулярной массы, составляющий 200-700 г/моль, полиэтиленгликоль со средней молекулярной массой, имеющий диапазон молекулярной массы, составляющий 700-2500 г/моль, полиэтиленгликоль с высокой молекулярной массой, имеющий диапазон молекулярной массы, составляющий 2500-8000 г/моль, и глицерин.

Изобретение относится к медицине. Описан биомиметический коллаген-гидроксиапатитный композитный материал, включающий частично волоконный коллагеновый каркас, включающий зрелые природные коллагеновые волокна, которые характеризуются тройной спиральностью по данным спектроскопии кругового дихроизма, причем эти зрелые природные волокна коллагена по крайней мере частично покрыты эпитаксиально выращенными кристаллами нанокристаллического гидроксиапатита и при этом эпитаксиально выращенные нанокристаллы характеризуются морфологией и размерами, аналогичными костному минералу человека, то есть длина составляет от 30 до 50 нм, а ширина от 14 до 25 нм.

Изобретение относится к получению гидроксиапатита Са10(РO4)6(ОН)2, используемого при изготовлении биоактивных покрытий в стоматологии, травматологии и ортопедии. Для получения гидроксиапатита к водному раствору нитрата кальция добавляют при комнатной температуре 0,2 М раствор этилендиаминдиянтарной кислоты.

Изобретение относится к области медицины, в частности, к стоматологии, и раскрывает способ нанесения керамических биосовместимых покрытий. Способ характеризуется тем, что включает предварительную подготовку поверхности имплантата воздушно-абразивной обработкой и ультразвуковым обезжириванием, далее проводят электроплазменное напыление подслоя из титана и биосовместимого слоя, ультразвуковое обезжиривание проводят в водном растворе ПАВ при температуре до 40°C в течение 5-7 мин, электроплазменное напыление подслоя титана производят с дистанции напыления 120-150 мм в течение 12-15 с, при расходе плазмообразующего газа 20 л/мин, дисперсности не более 150 мкм и токе дуги 350 А, электроплазменное напыление порошка магнийсодержащего трикальцийфосфата производят с дистанции напыления 50-60 мм в течение 10-12 с, расход плазмообразующего газа составляет 20 л/мин, дисперсность составляет не более 90 мкм и ток дуги 350 А.

Изобретение относится к медицине. Описан способ получения кремнийзамещенного гидроксиапатита, включающий синтез кремнийзамещенного гидроксиапатита методом осаждения из водного раствора реагентов, содержащих ортофосфорную кислоту, гидроксид кальция и тетраэтилортосиликат, отстаивание, выделение осадка, высушивание и термообработку осадка, отличающийся тем, что термообработку осадка ведут при температуре 200-250°С в течение 2-3 часов, затем его охлаждают в течение 1-2 часов, размалывают в течение 15 мин и производят фракционирование до 90 мкм.

Изобретение относится к области медицины. Описан способ получения биомиметического кремний-содержащего кальций-фосфатного покрытия на сплавах титана из модельного раствора межклеточной жидкости человека, в котором предварительно готовят раствор состава: CaCl2 - 3.7424 г, MgCl2 - 0.6092 г, К2НРO4 - 2.8716 г, NaHCO3 - 4.5360 г, Na2SO4 - 0,0144 г, NaCl - 8.8784 г, Na2SiO3 - 0,0488÷0,2444 г, полученный раствор осаждают при: температуре T1=20÷25°С, значении рН 7.40±0.05 в течение 48 часов, затем осадок промывают, фильтруют, высушивают при температуре Т2=80÷85°С в течение 5 часов, из полученного кремний-содержащего кальций-фосфатного порошка готовят водную суспензию при концентрации С=1÷5 масс.

Изобретение относится к медицине. Описан способ получения магний-замещенного трикальцийфосфата, используемого для получения биосовместимых покрытий, применяемых в челюстно-лицевой хирургии и травматологии для изготовления внутритканевых эндопротезов, включающий подготовку шихты, представляющую собой смесь порошков, и обжиг, где в качестве шихты используют смесь пирофосфата магния и карбоната кальция при массовом соотношении 1:1 моль, при этом обжиг шихты проводят при температуре 1120-1180°C в течение 5-7 часов.

Изобретение относится к медицине. Описан способ получения биосовместимого покрытия на основе магний-замещенного гидроксиапатита, состоящий в предварительной подготовке поверхности медицинского изделия воздушно-абразивной обработкой, электроплазменном напылении подслоя из титана и формировании биоактивного слоя, при этом воздушно-абразивную обработку производят с использованием порошка дисперсностью 250-300 мкм в течение 5 мин, электроплазменное напыление подслоя из порошка титана с дисперсностью 100-150 мкм производят в течение 10-12 с при токе дуги 300 А с дистанции напыления до 150 мм и расходе плазмообразующего газа 20 л/мин, электроплазменное напыление порошка Mg-ΓΑ с дисперсностью до 90 мкм производят в течение 6-8 с при токе дуги 300 А с дистанции напыления до 50 мм и расходе плазмообразующего газа 20 л/мин.

Группа изобретений относится к области медицины, а именно к стенту для установки в тело пациента, в котором зоны ячеек снабжены покрытием из функционального материала, где указанный функциональный материал представляет собой полимер, выбранный из группы, состоящей из желатина, полигликолевой кислоты/полимолочной кислоты, поликапролактона, полигидроксибутирата/валерата, полиортоэфира, полиэтиленоксида/полибутилентерефталата, полиуретана, полидиметилсилоксана, силикона, полиэтилентерефталата, политетрафторэтилена и вспененного политетрафторэтилена, в котором объем покрытия в зоне ячейки задан уравнением (1): Vsa=Asa×lscx, где Vsa - усредненный объем стабильного покрытия в расчете на один узел, под которым понимается переплетение или скрещение элементов стента, Asa - усредненная площадь стабильного участка покрытия в расчете на один узел, a lscx - стабильная осевая длина ячейки; и к стенту, в котором объем покрытия зоны ячейки задан уравнением (20): V=2R×(lcx-2R)×h, где R - радиус осевого конца ячейки, lcx - осевая длина ячейки, h - толщина или высота ячейки.

Изобретение относится к технологии нанесения покрытий на металлические поверхности с использованием концентрированных потоков энергии и направлено на формирование на титановых имплантатах покрытий на основе ниобия.

Изобретение относится к технологии нанесения покрытий на металлические поверхности с использованием концентрированных потоков энергии и направлено на формирование на титановых имплантатах покрытий на основе циркония.

Изобретение относится к медицине. Описано термооксидное покрытие для титановых имплантатов, модифицированное ионами серебра, которое может использоваться при изготовлении стержневых и чрескостных имплантатов для внешнего остеосинтеза с оксидным биоинтергируемым покрытием.

Группа изобретений относится медицине, в частности к способу нанесения несплошного покрытия из металла, выбранного из титана, циркония, гафния, ванадия, ниобия или тантала, на внутреннюю и внешнюю поверхность полимерного протеза кровеносного сосуда из полиэтилентерефталата; а также к протезу кровеносного сосуда, содержащему каркас из полиэтилентерефталата с нанесенным несплошным покрытием из металла.
Изобретение относится к области медицины, а именно к травматологии, ортопедии и общей хирургии, и предназначено для обеспечения антибактериального покрытия для ортопедических имплантатов из титана и нержавеющей стали.

Изобретение относится к медицине, в частности биокерамическим материалам, предназначенным для изготовления костных имплантатов и/или замещения дефектов при различных костных патологиях.

Изобретение относится к области медицины, а именно к способу получения биоактивного покрытия с антибактериальным эффектом, включающий электроискровую обработку поверхности токопроводящей подложки обрабатывающим электродом, состоящим из биоактивной добавки в количестве 5-40 вес.%; антибактериальной металлической добавки в количестве 0,5-5 вес.%; и биосовместимого тугоплавкого соединения в количестве остальное, при этом электроискровую обработку проводят при следующих условиях: 100 ≤ Ni ≤ 10000, 10 ≤ f ≤ 100000, 0,01 ≤ v ≤ 0,6, где Ni - мощность единичного импульсного разряда, Вт, f - частота импульсных разрядов, Гц, v - линейная скорость перемещения обрабатывающего электрода, м/мин.

Изобретение относится к области бионического протезирования, а именно к искусственным мышцам, представляющим собой композиционные материалы, подверженные воздействию слабых электрических импульсов.
Группа изобретений относится к медицинским устройствам, содержащим высокопрочный сплав, со временем подвергающийся деградации в организме человека или животного, при регулируемой скорости деградации, без образования эмболов.

Изобретение относится к области медицины, в частности к способу получения биомедицинского материала. Способ получения биомедицинского материала, включающий нанесение на металлическую основу гидроксиапатита и последующую обработку ультразвуковым излучением, при этом основу помещают в 35-45-ную водную суспензию гидроксиапатита и обработку ультразвуковым излучением осуществляют при интенсивности ультразвука 10,0-13,9 Втсм2 и частоте 35 кГц при Т 40ºС в течение 0,5–1 часа, при этом обработку повторяют от 3 до 5 раз с промежуточной сушкой продукта на воздухе в течение 1–5 часов. Вышеописанный способ получения биомедицинского материала на основе пористых металлических материалов является технологически простым, позволяющим сохранить биологическую активность гидроксиапатита и достичь равномерного и прочного покрытия не только на поверхности, но и по всему объему. 1 табл., 5 пр., 3 ил.

Наверх