Ортопедический имплантат, имеющий покрытие из кристаллического фосфата кальция, и способы его получения

Изобретение относится к ортопедическому имплантату. Ортопедический имплантат содержит металлическую поверхность, активированную травлением гидроксидом натрия, и слой фосфата кальция, нанесенный осаждением из пересыщенного раствора на по меньшей мере часть металлической поверхности. Слой фосфата кальция при проведении рентгеновской дифракции образует дифракционный пик (002) с углом дифракции 2θ, составляющим 26±2° и дифракционный пик (112) с углом дифракции, составляющим 32±2°, и при этом дифракционный пик (002) имеет интенсивность, которая в 1,5-10 раз больше интенсивности дифракционного пика (112), так что слой фосфата кальция является более текстурированным в ориентации кристаллов (002), чем в ориентации кристаллов (112). Технический результат – получение покрытия из фосфата кальция, которое быстро образуется и имеет микроструктуру, допускающую равномерное разложение в течение периода нескольких недель без образования частиц. 13 з.п. ф-лы, 20 пр., 11, табл., 35 ил.

 

ПЕРЕКРЕСТНАЯ ССЫЛКА НА СМЕЖНЫЕ ЗАЯВКИ

Перекрестная ссылка дана на одновременно поданную заявку на патент США № 15/472,186, озаглавленный ORTHOPEDIC IMPLANT HAVING A CRYSTALLINE GALLIUM-CONTAINING HYDROXYAPATITE COATING AND METHODS FOR MAKING THE SAME (досье патентного поверенного № 265280-259104, DSP5298USNP), который включен в настоящий документ путем ссылки.

Область применения изобретения

Настоящее изобретение относится по существу к покрытию из фосфата кальция, а более конкретно к ортопедическому имплантату, имеющему осажденное из раствора покрытие из фосфата кальция, а также к способам его получения.

Предпосылки создания изобретения

Восстановление костной ткани зачастую предполагает применение ортопедических имплантатов для замещения недостающей кости или поддержки кости в процессе заживления. Обычно желательно покрывать такие ортопедические имплантаты остеокондуктивными материалами для стимуляции роста кости или биологической фиксации.

Гидроксиапатит (ГА) представляет собой минерал природного происхождения, находящийся в костях и зубах. Исследования показали, что ГА обладает остеокондуктивностью, и по этой причине ортопедические имплантаты покрывают ГА. Также сообщалось, что фосфат октакальция является остеокондуктивным. Известны различные процессы покрытия имплантатов СаР и ГА. Одним процессом, применяемым для покрытия имплантатов, является плазменное напыление. В этом процессе порошок ГА подается в высокотемпературный факел с газом-носителем. Порошок ГА частично расплавляется, а затем воздействует на субстрат с высокой скоростью, после чего быстро охлаждается обратно до комнатной температуры. В этом процессе получают смесь из ГА, других фаз фосфата кальция и аморфного фосфата кальция. Эти фазы имеют большие различия в растворимости in vivo. В результате этого пленки из гидроксиапатита, полученные плазменным напылением (PSHA), равномерно не растворяются и не разлагаются in vivo. При таком неравномерном разложении вблизи от имплантата могут образовываться частицы, которые могут запускать каскад воспалительной реакции, приводящей к остеолизу. Частицы могут также попадать на смежные суставные поверхности, что приводит к усилению их износа. Наконец, процесс плохо пригоден для покрытия пористых структур бесцементных имплантатов, поскольку он действует по «линии прямой видимости». Возможно применение таких способов обработки или последующей обработки PSHA, которые приводят к формированию высококристаллических покрытий с длительными значениями времени резорбции in vivo. Это свойство вызывает опасения по поводу долгосрочного расслоения этих относительно толстых стабильных покрытий.

Другие способы получения покрытий ГА для биологической фиксации содержат такие физические способы, как напыление, выпаривание и химическое осаждение из паровой фазы. Эти физические способы не воспроизводят нанокристалличность и большую площадь поверхности как у биологических апатитов, и полученные покрытия могут неравномерно растворяться и могут высвобождать частицы.

Для получения покрытий ГА также использовали способы с раствором (или суспензией). Например, в публикации Zitelli, Joseph P. and Higham, Paul (2000), A Novel Method For Solution Deposition of Hydroxyapatite Onto Three Dimensionally Porous Metallic Surfaces: Peri-Apatite HA описан процесс, предусматривающий получение суспензии из тонко измельченных частиц ГА, в которую помещают имплантаты и которые покрывают путем наращения частиц из суспензии. Получают микрокристаллические покрытия с большой площадью поверхности, но их адгезия к субстрату слаба.

Также было разработано электрохимически стимулируемое осаждение из раствора. В этом процессе к имплантату, поддерживаемому в водном растворе, прикладывают напряжение, превышающее напряжение, необходимое для гидролиза воды. Этот процесс приводит к осаждению на имплантате материала фосфата кальция. Обычно осажденная пленка представляет собой смесь фаз фосфата кальция (CaP) и требует последующей обработки для преобразования пленок в фазу чистого ГА. Слабая адгезия также вызывает опасения в связи с этими пленками. Наконец, контроль электрохимических токов на пористых имплантатах с неравномерными частицами представляет собой проблему, что затрудняет масштабирование этого процесса.

Также были разработаны биомиметические процессы. В этих процессах используются растворы, имитирующие концентрации текучих сред в организме, и обычно их реализуют при температуре, близкой к температуре тела. В этих процессах возможно получать апатит, аналогичный апатиту, находящемуся в кости, но требуются дни или недели, чтобы получить пленки толщиной несколько микрон. Попытки увеличить скорости, связанные с такими способами, привели к осложнениям при воспроизводимом контроле рН, скорости осаждения и скорости наращивания по сравнению с ростом кристаллов на поверхности имплантата. Было обнаружено, что пленки, образуемые с более высокими скоростями, содержат аморфный материал. Неконтролируемая скорость осаждения также затрудняет достижение целевых масс или толщины покрытий.

Как описано выше, для усиления остеокондуктивности на ортопедические имплантаты можно наносить покрытия из гидроксиапатита с применением способов, которые либо обеспечивают высокую скорость, но дают покрытия с определенными неприемлемыми или непредсказуемыми свойствами, либо позволяют получать более желательные продукты, но требуют нескольких дней для образования. Однако необходимо соответствующее покрытие из фосфата кальция, которое быстро образуется и имеет микроструктуру, допускающую равномерное разложение в течение периода нескольких недель без образования частиц.

Краткое описание изобретения

Несколько вариантов осуществления изобретения описываются представленными ниже нумерованными пунктами.

1. Ортопедический имплантат, содержащий металлическую поверхность и слой фосфата кальция, нанесенный на по меньшей мере часть металлической поверхности, причем слой фосфата кальция имеет средний размер кристаллита менее около 100 нм в направлении [001].

2. Ортопедический имплантат, содержащий металлическую поверхность и слой фосфата кальция, нанесенный на по меньшей мере часть металлической поверхности, причем слой фосфата кальция при проведении рентгеновской дифракции (XRD) образует пик (002) XRD и пик (112) XRD, и при этом пик (002) XRD имеет интенсивность, которая в 1,5-10 раз больше интенсивности пика (112) XRD.

3. Ортопедический имплантат, содержащий металлическую поверхность и слой фосфата кальция, нанесенный на по меньшей мере часть металлической поверхности, причем слой фосфата кальция непрерывно растворяется в течение более чем 2 часов in vitro.

4. Ортопедический имплантат, содержащий металлическую поверхность и слой фосфата кальция, нанесенный на по меньшей мере часть металлической поверхности, причем слой фосфата кальция по существу не содержит карбоната по данным измерений с использованием инфракрасной спектроскопии.

5. Ортопедический имплантат по любому одному из предшествующих пунктов, в котором покрытие имеет средний размер кристаллита от около 10 до около 100 нм в направлении [001].

6. Ортопедический имплантат по любому одному из предшествующих пунктов, в котором слой фосфата кальция имеет средний размер кристаллита от около 15 нм до около 70 нм в направлении [001].

7. Ортопедический имплантат по любому одному из предшествующих пунктов, в котором слой фосфата кальция имеет средний размер кристаллита от около 50 нм до около 100 нм в направлении [001].

8. Ортопедический имплантат по любому одному из предшествующих пунктов, в котором слой фосфата кальция при проведении XRD образует пик (002) XRD и пик (112) XRD, и причем пик (002) XRD имеет интенсивность, которая в 1,5-10 раз больше интенсивности пика (112) XRD.

9. Ортопедический имплантат по любому одному из предшествующих пунктов, в котором слой фосфата кальция при проведении XRD образует пик (002) XRD и пик (112) XRD, и причем пик (002) XRD имеет интенсивность, которая в 2-5 раз больше интенсивности пика (112) XRD.

10. Ортопедический имплантат по любому одному из предшествующих пунктов, в котором слой фосфата кальция растворяется в течение более чем 2 часов in vitro.

11. Ортопедический имплантат по любому одному из предшествующих пунктов, в котором слой фосфата кальция растворяется в течение более чем 5 часов in vitro.

12. Ортопедический имплантат по любому одному из предшествующих пунктов, в котором слой фосфата кальция растворяется в течение более чем 24 часов in vitro.

13. Ортопедический имплантат по любому одному из предшествующих пунктов, в котором слой фосфата кальция резорбируется in vivo в течение 6 недель.

14. Ортопедический имплантат по любому одному из предшествующих пунктов, в котором слой фосфата кальция содержит от около 0% масс. до около 5% масс. карбоната.

15. Ортопедический имплантат по любому одному из предшествующих пунктов, в котором слой фосфата кальция по существу не содержит карбоната по данным измерения с использованием инфракрасной спектроскопии.

16. Ортопедический имплантат по любому одному из предшествующих пунктов, в котором покрытие находится в контакте с металлической поверхностью.

17. Ортопедический имплантат по любому одному из предшествующих пунктов, в котором металлическая поверхность содержит оксид металла.

18. Ортопедический имплантат по любому одному из предшествующих пунктов, в котором металлическая поверхность содержит титан.

19. Ортопедический имплантат по любому одному из предшествующих пунктов, в котором металлическая поверхность содержит кобальто-хромовый сплав.

20. Ортопедический имплантат по любому одному из предшествующих пунктов, в котором металлическая поверхность содержит оксид титана.

21. Ортопедический имплантат по любому одному из предшествующих пунктов, в котором металлическая поверхность содержит титанат.

22. Ортопедический имплантат по любому одному из предшествующих пунктов, в котором металлическая поверхность содержит титанат натрия.

23. Ортопедический имплантат по любому одному из предшествующих пунктов, в котором металлическая поверхность представляет собой пористую поверхность оксида металла.

24. Ортопедический имплантат по любому одному из предшествующих пунктов, в котором металлическая поверхность представляет собой титановую поверхность, обработанную гидроксидом.

25. Ортопедический имплантат по п. 24, в котором гидроксид имеет концентрацию 1 М или более.

26. Ортопедический имплантат по п. 24 или 25, в котором гидроксид имеет концентрацию 2 М или более.

27. Ортопедический имплантат по любому одному из пп. 24-26, в котором гидроксид представляет собой гидроксид натрия.

28. Ортопедический имплантат по любом одному из пп. 24-27, в котором гидроксид представляет собой гидроксид калия.

29. Ортопедический имплантат по любому одному из пп. 24-28, в котором титановая поверхность термически не обработана после обработки гидроксидом.

30. Ортопедический имплантат по любому одному из предшествующих пунктов, в котором металлическая поверхность имеет толщину более около 50 нм.

31. Ортопедический имплантат по любому одному из предшествующих пунктов, в котором металлическая поверхность имеет толщину от около 50 нм до около 1 мкм.

32. Ортопедический имплантат по любому одному из предшествующих пунктов, в котором металлическая поверхность имеет толщину от около 50 нм до около 100 нм.

33. Ортопедический имплантат по любому одному из предшествующих пунктов, в котором слой фосфата кальция содержит гидроксиапатит, а гидроксиапатит имеет кристалличность более около 90%.

34. Ортопедический имплантат по любому одному из предшествующих пунктов, в котором слой фосфата кальция содержит гидроксиапатит, и причем гидроксиапатит имеет кристалличность от около 70% масс. до около 100% масс.

35. Ортопедический имплантат по любому одному из предшествующих пунктов, в котором слой фосфата кальция имеет фазовую чистоту кристаллического гидроксиапатита более 90%.

36. Ортопедический имплантат по любому одному из предшествующих пунктов, в котором слой фосфата кальция имеет прочность на сдвиг от около 20 МПа до около 80 МПа.

37. Ортопедический имплантат по любому одному из предшествующих пунктов, в котором слой фосфата кальция имеет прочность на растяжение от около 50 МПа до около 100 МПа по определению в соответствии с ASTM F1147.

38. Ортопедический имплантат по любому одному из предшествующих пунктов, в котором слой фосфата кальция в отсутствие красителей является прозрачным или полупрозрачным.

39. Ортопедический имплантат по любому одному из предшествующих пунктов, в котором слой фосфата кальция имеет соотношение Ca/P от 1 до 2.

40. Ортопедический имплантат по любому одному из предшествующих пунктов, в котором слой фосфата кальция имеет площадь поверхности от около 15 м²/г до около 200 м²/г.

41. Ортопедический имплантат по любому одному из предшествующих пунктов, в котором слой фосфата кальция не высвобождает частицы в физиологических условиях.

42. Ортопедический имплантат по любому одному из предшествующих пунктов, в котором слой фосфата кальция содержит апатит.

43. Ортопедический имплантат по любому одному из предшествующих пунктов, в котором слой фосфата кальция содержит гидроксиапатит.

44. Ортопедический имплантат по любому одному из предшествующих пунктов, в котором слой фосфата кальция содержит гидроксиапатит с недостатком кальция.

42. Способ лечения пациента, включающий в себя введение пациенту ортопедического имплантата по любому одному из предшествующих пунктов.

Кроме того, несколько вариантов осуществления изобретения описываются представленными ниже нумерованными пунктами.

1. Остеокондуктивная композиция, содержащая фосфат кальция, причем фосфат кальция имеет средний размер кристаллита менее около 100 нм в направлении [001].

2. Остеокондуктивная композиция, содержащая фосфат кальция, причем фосфат кальция при проведении XRD образует пик (002) XRD и пик (112) XRD, и при этом пик (002) XRD имеет интенсивность, которая в 1,5-10 раз больше интенсивности пика (112) XRD.

3. Остеокондуктивная композиция, содержащая фосфат кальция, причем фосфат кальция непрерывно растворяется в течение более 2 часов in vitro.

4. Остеокондуктивная композиция, содержащая фосфат кальция, причем фосфат кальция по существу не содержит карбоната по данным измерения с использованием инфракрасной спектроскопии.

5. Остеокондуктивная композиция по любому одному из предшествующих пунктов, в которой фосфат кальция имеет средний размер кристаллита от около 10 до около 100 нм в направлении [001].

6. Остеокондуктивная композиция по любому одному из предшествующих пунктов, в которой фосфат кальция имеет средний размер кристаллита от около 15 нм до около 70 нм в направлении [001].

7. Остеокондуктивная композиция по любому одному из предшествующих пунктов, в которой фосфат кальция имеет средний размер кристаллита от около 50 нм до около 100 нм в направлении [001].

8. Остеокондуктивная композиция по любом одному из предшествующих пунктов, в которой фосфат кальция при проведении XRD образует пик (002) XRD и пик (112) XRD, и причем пик (002) XRD имеет интенсивность, которая в 1,5-10 раз больше интенсивности пика (112) XRD.

9. Остеокондуктивная композиция по любом одному из предшествующих пунктов, в которой фосфат кальция при проведении XRD образует пик (002) XRD и пик (112) XRD, и причем пик (002) XRD имеет интенсивность, которая в 2-5 раз больше интенсивности пика (112) XRD.

10. Остеокондуктивная композиция по любому одному из предшествующих пунктов, в которой фосфат кальция растворяется в течение более 2 часов in vitro.

11. Остеокондуктивная композиция по любому одному из предшествующих пунктов, в которой фосфат кальция растворяется в течение более 5 часов in vitro.

12. Остеокондуктивная композиция по любому одному из предшествующих пунктов, в которой фосфат кальция растворяется в течение более 24 часов in vitro.

13. Остеокондуктивная композиция по любому одному из предшествующих пунктов, в которой слой фосфата кальция резорбируется in vivo в течение 6 недель.

14. Остеокондуктивная композиция по любому одному из предшествующих пунктов, в которой фосфат кальция содержит от около 0% масс. до около 5% масс. карбоната.

15. Остеокондуктивная композиция по любому одному из предшествующих пунктов, в которой фосфат кальция по существу не содержит карбоната по данным измерения с использованием инфракрасной спектроскопии.

16. Остеокондуктивная композиция по любому одному из предшествующих пунктов, в которой фосфат кальция находится в контакте с металлической поверхностью.

17. Остеокондуктивная композиция по п. 16, в которой металлическая поверхность содержит оксид металла.

18. Остеокондуктивная композиция по п. 16 или 17, в которой металлическая поверхность содержит титан.

19. Остеокондуктивная композиция по любому одному из пп. 16-18, в которой металлическая поверхность содержит кобальто-хромовый сплав.

20. Остеокондуктивная композиция по любому одному из пп. 16-19, в которой металлическая поверхность содержит оксид титана.

21. Остеокондуктивная композиция по любому одному из пп. 16-20, в которой металлическая поверхность содержит титанат.

22. Остеокондуктивная композиция по любому одному из пп. 16-21, в которой металлическая поверхность содержит титанат натрия.

23. Остеокондуктивная композиция по любому одному из пп. 16-22, в которой металлическая поверхность представляет собой пористую поверхность оксида металла.

24. Остеокондуктивная композиция по любому одному из пп. 16-23, в которой металлическая поверхность представляет собой титановую поверхность, обработанную гидроксидом.

25. Остеокондуктивная композиция по п. 24, в которой гидроксид имеет концентрацию 1 М или более.

26. Остеокондуктивная композиция по п. 24 или 25, в которой гидроксид имеет концентрацию 2 М или более.

27. Остеокондуктивная композиция по любому одному из пп. 24-26, в которой гидроксид представляет собой гидроксид натрия.

28. Остеокондуктивная композиция по любому одному из пп. 24-27, в которой гидроксид представляет собой гидроксид калия.

29. Остеокондуктивная композиция по любому одному из пп. 24-28, в которой титановая поверхность термически не обработана после обработки гидроксидом.

30. Остеокондуктивная композиция по любому одному из пп. 24-29, в которой металлическая поверхность имеет толщину более около 50 нм.

31. Остеокондуктивная композиция по любому одному из пп. 24-30, в которой металлическая поверхность имеет толщину от около 50 нм до около 1 мкм.

32. Остеокондуктивная композиция по любому одному из пп. 24-31, в которой металлическая поверхность имеет толщину от около 50 нм до около 100 нм.

33. Остеокондуктивная композиция по любому одному из предшествующих пунктов, в которой фосфат кальция содержит гидроксиапатит, и причем гидроксиапатит имеет кристалличность более около 90%.

34. Остеокондуктивная композиция по любому одному из предшествующих пунктов, в которой фосфат кальция содержит гидроксиапатит, и причем гидроксиапатит имеет кристалличность от около 70% масс. до около 100% масс.

35. Остеокондуктивная композиция по любому одному из предшествующих пунктов, в которой фосфат кальция имеет фазовую чистоту кристаллического гидроксиапатита более 90%.

36. Остеокондуктивная композиция по любому одному из предшествующих пунктов, в которой фосфат кальция имеет прочность на сдвиг от около 20 МПа до около 80 МПа по определению в соответствии с ASTM F1044.

37. Остеокондуктивная композиция по любому одному из предшествующих пунктов, в которой фосфат кальция имеет прочность на растяжение от около 50 МПа до около 100 МПа по определению в соответствии с ASTM F1147.

38. Остеокондуктивная композиция по любому одному из предшествующих пунктов, в которой фосфат кальция в отсутствие красителей является прозрачным или полупрозрачным.

39. Остеокондуктивная композиция по любому одному из предшествующих пунктов, в которой фосфат кальция имеет соотношение Ca/P от 1 до 2.

40. Остеокондуктивная композиция по любому одному из предшествующих пунктов, в которой фосфат кальция имеет площадь поверхности от около 15 м²/г до около 200 м²/г.

41. Остеокондуктивная композиция по любому одному из предшествующих пунктов, в которой фосфат кальция не высвобождает частицы в физиологических условиях.

42. Ортопедический имплантат по любому одному из предшествующих пунктов, в котором слой фосфата кальция содержит апатит.

43. Остеокондуктивная композиция по любому одному из предшествующих пунктов, в которой фосфат кальция представляет собой гидроксиапатит.

44. Остеокондуктивная композиция по любому одному из предшествующих пунктов, в которой фосфат кальция содержит гидроксиапатит с недостатком кальция.

Кроме того, несколько вариантов осуществления изобретения описываются представленными ниже нумерованными пунктами.

1. Способ формирования покрытия из фосфата кальция, включающий в себя стадию, на которой металлическую поверхность приводят в контакт с пересыщенным раствором, содержащим ионы кальция и ионы фосфата, и уменьшение количества воздуха, находящегося в контакте с пересыщенным раствором, во время стадии покрытия.

2. Способ формирования покрытия из фосфата кальция, при этом способ включает в себя этап, на котором металлическую поверхность приводят в контакт с пересыщенным раствором, содержащим ионы кальция и ионы фосфата, причем pH раствора изменяется менее чем на 0,1 ед. pH/час во время стадии приведения в контакт.

3. Способ формирования покрытия из фосфата кальция, при этом способ включает в себя этап, на котором металлическую поверхность приводят в контакт с пересыщенным раствором, содержащим ионы кальция и ионы фосфата, причем кристаллический фосфат кальция формируется на металлической поверхности со скоростью от 0,1 мкм/ч до 3 мкм/ч.

4. Способ по любому одному из предшествующих пунктов, в котором металлическая поверхность представляет собой поверхность оксида металла.

5. Способ по любому одному из предшествующих пунктов, в котором покрытие из фосфата кальция образуется на ортопедическом имплантате, содержащем металлическую поверхность.

6. Способ по любому одному из предшествующих пунктов, дополнительно включающий в себя уменьшение количества воздуха, находящегося в контакте с пересыщенным раствором во время стадии покрытия.

7. Способ по любому одному из предшествующих пунктов, в котором pH пересыщенного раствора изменяется менее чем на 0,1 ед. pH/час во время стадии приведения в контакт.

8. Способ по любому одному из предшествующих пунктов, дополнительно включающий в себя обеспечение снижения pH во время стадии приведения в контакт на заданную величину, которая составляет менее 0,15 ед. pH.

9. Способ по любому одному из предшествующих пунктов, в котором кристаллический фосфат кальция формируется на металлической поверхности со скоростью от 0,1 мкм/ч до 2 мкм/ч.

10. Способ по любому одному из предшествующих пунктов, в котором фосфат кальция представляет собой апатит кальция.

11. Способ по любому одному из предшествующих пунктов, в котором фосфат кальция представляет собой гидроксиапатит.

12. Способ по любому одному из предшествующих пунктов, в котором фосфат кальция представляет собой гидроксиапатит с недостатком кальция.

13. Способ по любому одному из предшествующих пунктов, в котором pH пересыщенного раствора составляет от около 7,5 до около 7,9.

14. Способ по любому одному из предшествующих пунктов, в котором концентрация кальция в пересыщенном растворе составляет от около 1,4 мМ до около 1,8 мМ.

15. Способ по любому одному из предшествующих пунктов, в котором концентрация фосфата в пересыщенном растворе составляет от около 2 мМ до около 2,3 мМ.

16. Способ по любому одному из пп. 1-9, в котором фосфат кальция представляет собой фосфат октакальция.

17. Способ по п. 16, в котором pH пересыщенного раствора составляет от около 6,9 до около 7,1.

18. Способ по п. 16 или 17, в котором концентрация кальция в пересыщенном растворе составляет от около 0,5 мМ до около 1,4 мМ.

19. Способ по любому одному из пп. 16-18, в котором концентрация фосфата в пересыщенном растворе составляет от около 0,1 мМ до около 0,9 мМ.

20. Способ по любому одному из предшествующих пунктов, в котором изменение свободной энергии Гиббса, связанное со стадией формирования, составляет от около 8 кДж/моль до около 8,4 кДж/моль в начале стадии формирования.

21. Способ по любому одному из предшествующих пунктов, в котором покрытие формируется со скоростью на единицу площади поверхности от около 0,01 мг/час^.мм² до около 0,03 мг/час^.мм².

22. Способ по любому одному из предшествующих пунктов, дополнительно включающий в себя извлечение металлической поверхности из пересыщенного раствора после от около 0,5 часа до около 12 часов.

23. Способ по п. 22, дополнительно включающий в себя после стадии извлечения приведение металлической поверхности в контакт с дополнительным количеством пересыщенного раствора, который раньше не контактировал с металлической поверхностью.

24. Способ по любому одному из предшествующих пунктов, в котором температура пересыщенного раствора составляет от около 45 °С до около 50 °С.

25. Способ по любому одному из предшествующих пунктов, в котором температура пересыщенного раствора составляет от около 46,5 °С до 47,5 °С.

26. Способ по любому одному из предшествующих пунктов, в котором пересыщенный раствор дополнительно содержит соль и буферный раствор.

27. Способ по п. 26, в котором соль представляет собой хлорид натрия, а буферный раствор представляет собой трис(гидроксиметил)аминометан.

28. Способ по любому одному из предшествующих пунктов, дополнительно включающий в себя перемешивание пересыщенного раствора во время стадии приведения в контакт.

29. Способ по любому одному из предшествующих пунктов, в котором на металлической поверхности происходит рост гетерогенных кристаллов, а роста гомогенных кристаллов не происходит.

30. Способ по любому одному из предшествующих пунктов, дополнительно включающий в себя формирование титанового слоя на корпусе имплантата с формированием металлической поверхности.

31. Способ по любому одному из предшествующих пунктов, дополнительно включающий в себя активацию металлической поверхности путем приведения металлической поверхности в контакт с основанием.

32. Способ по п. 31, в котором основание представляет собой анион гидроксида.

33. Способ по любому одному из предшествующих пунктов, в котором металлическая поверхность представляет собой поверхность диоксида титана.

34. Способ по любому одному из предшествующих пунктов, в котором металлическая поверхность представляет собой активированную металлическую поверхность.

35. Способ по любому одному из предшествующих пунктов, в котором металлическая поверхность содержит титанат.

36. Способ по любому одному из предшествующих пунктов, в котором процесс происходит в условиях инертной атмосферы.

37. Способ по любому одному из предшествующих пунктов, в котором процесс происходит в атмосфере аргона.

38. Способ по любому одному из предшествующих пунктов, дополнительно включающий в себя добавление раствора кальция к раствору фосфата для формирования пересыщенного раствора, причем раствор фосфата содержит хлорид натрия и буферный раствор.

39. Способ по любому одному из предшествующих пунктов, в котором раствор кальция и раствор фосфата смешивают при температуре от около 15°C до около 35 °С.

40. Способ по любому одному из предшествующих пунктов, в котором покрытие из фосфата кальция дополнительно не обрабатывают для повышения кристалличности после стадии приведения в контакт.

41. Способ по любому одному из предшествующих пунктов, причем способ оценивают на количество покрытия из фосфата кальция на металлической поверхности.

42. Способ по любому одному из предшествующих пунктов, в котором покрытие из фосфата кальция формируется преимущественно посредством гетерогенной нуклеации так, что пересыщенный раствор остается визуально не имеющим мутности во время стадии приведения в контакт.

43. Способ по любому одному из предшествующих пунктов, в котором покрытие из фосфата кальция формируется при по существу непрерывной скорости в течение всей стадии приведения в контакт.

44. Способ по любому одному из предшествующих пунктов, дополнительно включающий в себя определение количества покрытия из фосфата кальция на основании количества ионов кальция и ионов фосфата.

45. Способ по любому одному из предшествующих пунктов, в котором используют по меньшей мере два сеанса осаждения.

46. Способ по любому одному из предшествующих пунктов, дополнительно включающий в себя определение количества покрытия из фосфата кальция на основании pH пересыщенного раствора.

47. Способ по любому одному из предшествующих пунктов, дополнительно включающий в себя определение толщины покрытия из фосфата кальция на основании продолжительности стадии приведения в контакт.

48. Способ по любому одному из предшествующих пунктов, в котором pH пересыщенного раствора изменяется от около 0,01 до около 0,2 ед. рН/час во время стадии приведения в контакт.

49. Способ по любому одному из предшествующих пунктов, в котором покрытие формируется со скоростью на единицу площади поверхности от около 0,01 мг/час^.мм² до около 0,03 мг/час^.мм².

50. Способ по любому одному из предшествующих пунктов, в котором начальный pH пересыщенного раствора составляет от около 7,5 до около 7,9, а температура пересыщенного раствора составляет от около 38 °С до около 60 °С.

51. Способ по любому одному из предшествующих пунктов, дополнительно включающий в себя нагревание покрытия в растворе фосфата для уменьшения растрескивания поверхности.

52. Способ по любому одному из предшествующих пунктов, дополнительно включающий в себя приведение покрытия в контакт со сверхкритической текучей средой для уменьшения растрескивания поверхности.

53. Остеокондуктивная композиция, образованная по способу по любому одному из предшествующих пунктов.

54. Ортопедический имплантат, содержащий остеокондуктивную композицию, образованную по способу по любому одному из предшествующих пунктов.

Описанные выше и другие объекты, признаки и преимущества настоящего изобретения будут очевидны из представленного ниже описания и приложенных чертежей.

Краткое описание рисунков

На ФИГ. 1 представлена диаграмма, которая показывает массы покрытий из гидроксиапатита, образованных на субстратах, покрытых кристаллическим и аморфным диоксидом титана (TiO₂) толщиной от 50 нм до 500 нм.

На ФИГ. 2 представлено изображение сканирующей электронной микроскопии (СЭМ) аморфного покрытия из TiO₂ толщиной 200 нм после обработки гидроксидом.

На ФИГ. 3 представлено СЭМ-изображение кристаллического покрытия из TiO₂ толщиной 200 нм, которое не обрабатывали гидроксидом.

На ФИГ. 4 представлен наложенный спектр рентгеновской дифракции (XRD) под скользящим углом, который показывает спектры аморфных покрытий из TiO₂ толщиной 200 нм с обработкой гидроксидом и без нее и аморфных покрытий из TiO₂ толщиной 500 нм с обработкой гидроксидом и без нее.

На ФИГ. 5 представлен наложенный спектр XRD под скользящим углом, который показывает спектры кристаллических покрытий из TiO₂ толщиной 200 нм с обработкой гидроксидом и без нее и кристаллических покрытий из TiO₂ толщиной 500 нм с обработкой гидроксидом и без нее.

На ФИГ. 6 представлено СЭМ-изображение слоя титана, гальванически осажденного на сердцевину из CoCrMo.

На ФИГ. 7 представлено изображение полномасштабного сосуда для нанесения покрытия.

На ФИГ. 8 представлено СЭМ-изображение покрытия SoDHA при увеличении 15 000х.

На ФИГ. 9 представлено СЭМ-изображение покрытия SoDHA при увеличении 100х.

На ФИГ. 10 представлено СЭМ-изображение покрытия SoDHA при увеличении 400х.

На ФИГ. 11 представлена диаграмма, которая показывает соотношение между pH и массой осадка гидроксиапатита и осадка фосфата октакальция (OCP) в ходе соответствующих им процессов осаждения.

На ФИГ. 12 представлена диаграмма, которая показывает скорости осаждения на разных площадях поверхности для процесса осаждения гидроксиапатита из раствора (SoDHA).

На ФИГ. 13 представлена диаграмма, которая показывает соотношение между скоростью покрытия и изменением свободной энергии, связанным с осаждением, для пленок OCP, образованных при 47°C и 48 °С.

На ФИГ. 14 представлена диаграмма, которая показывает соотношения Ca/P в пяти образцах, созданных в соответствии с процессом SoDHA в полномасштабной системе осаждения, показанной на ФИГ. 7.

На ФИГ. 15 представлена диаграмма, которая показывает кристалличность гидроксиапатита в пяти образцах, описанных на ФИГ. 14.

На ФИГ. 16 представлена диаграмма, которая показывает процентную долю кристаллического гидроксиапатита в материалах, образованных в процессе SoDHA, в пяти образцах, описанных на ФИГ. 14.

На ФИГ. 17 представлена диаграмма, которая показывает прочность на растяжение кристаллического гидроксиапатита в материалах, образованных в процессе SoDHA, в пяти образцах, описанных на ФИГ. 14.

На ФИГ. 18 представлена диаграмма, которая показывает прочность на сдвиг кристаллического гидроксиапатита в материалах, образованных в процессе SoDHA, в пяти образцах, описанных на ФИГ. 14.

На ФИГ. 19 представлено крепление для купона из стержня бедренной кости, применяемое для характеризации с помощью XRD, описанной в настоящем документе.

На ФИГ. 20А представлены наложенные сканы XRD покрытых с помощью процесса SoDHA дисков ГA.

На ФИГ. 20В представлены углы 2θ от 25° до 27° наложенных сканов XRD, показанных на ФИГ. 18А.

На ФИГ. 21А представлены множество сканов XRD соскобленного порошка ГA, осажденного с помощью процесса SoDHA, смешанного с порошками кварца.

На ФИГ. 21В представлены характерные сканы XRD по методу Ритвельда с кристаллографической квантификацией, выполненные для смесей ГА и кварцевого порошка, осажденных с помощью процесса SoDHA.

На ФИГ. 22 представлен усредненный характерный скан XRD соскобленного порошка ГА, осажденного с помощью процесса SoDHA.

На ФИГ. 23 представлены множество сканов XRD соскобленного порошка OCP, полученного в процессе осаждения фосфата октакальция из раствора (SoDOCP).

На ФИГ. 24 представлен спектр инфракрасной спектроскопии с преобразованием Фурье (FTIR) соскобленного порошка ГА, осажденного с помощью процесса SoDHA.

На ФИГ. 25 представлена диаграмма, которая показывает скорость растворения образца ГА, осажденного с помощью процесса SoDHA.

На ФИГ. 26 представлена диаграмма, которая показывает скорость растворения стандартного образца ГА от Национального института стандартов и технологий (NIST).

На ФИГ. 27 представлены графики дифференциальной сканирующей калориметрии (DSC) соскобленных порошков SoDHA, не имеющие различимых экзотермических пиков при нагревании.

На ФИГ. 28 представлено изображение проксимальной части плечевой кости собаки с двумя установленными в нее имплантатами.

На ФИГ. 29 представлено изображение дистальной части бедренной кости собаки с установленным в нее имплантатом.

На ФИГ. 30 представлено изображение имплантата Gription™ с покрытием из ГА, осажденного плазменным напылением, у испытуемого субъекта.

На ФИГ. 31 представлено изображение имплантата Gription™ с покрытием из ГА, осажденного с помощью процесса SoDHA, у испытуемого субъекта.

На ФИГ. 32 представлена диаграмма, которая показывает остаточную область покрытия до и после 6 недель имплантации на имплантатах с покрытием из ГА, полученным способом плазменного напыления, и покрытием из ГА, осажденного с помощью процесса SoDHA.

На ФИГ. 33А представлено СЭМ-изображение покрытия SoDHA, высушенного в печи без последующей обработки при увеличении 1000х.

На ФИГ. 33В представлено СЭМ-изображение покрытия SoDHA после гидротермической обработки при увеличении 1000х.

На ФИГ. 34 представлены наложенные сканы XRD покрытия SoDHA, высушенного в печи без последующей обработки, и покрытия SoDHA после гидротермической обработки.

На ФИГ. 35А и 35В представлены характерные изображения, которые иллюстрируют способ количественной оценки плотности трещин.

Подробное описание иллюстративных вариантов осуществления

Хотя настоящее изобретение может быть подвергнуто различным модификациям и использованию альтернативных форм, в качестве примеров на чертежах продемонстрированы конкретные варианты осуществления, подробно описанные в настоящем документе. Однако следует понимать, что изобретение не ограничено конкретными описанными формами; напротив, намерение заключается в том, чтобы охватить все модификации, эквиваленты и альтернативы в пределах объема и сущности изобретения, определенных в приложенной формуле изобретения.

Настоящее изобретение относится к ортопедическим имплантатам с покрытием из фосфата кальция, таким как ортопедические имплантаты с покрытиями из гидроксиапатита (ГА) и фосфата октакальция (OCP), а также к способам их получения. Покрытия из фосфата кальция, описанные в настоящем документе, имеют высокооднородную микроструктуру. Когда имплантаты применяют у человека или животного, покрытие из фосфата кальция равномерно разлагается в течение продолжительного периода времени и без высвобождения частиц. В некоторых вариантах осуществления этот период составляет 6 недель или менее. Покрытия, описанные в настоящем документе, также имеют преимущественные свойства адгезии и/или когезии, такие как повышенная прочность на растяжение, по сравнению с предшествующими покрытиями. Кроме того, описанные в настоящем документе покрытия из фосфата кальция могут быстро образовываться на субстрате посредством управляемого, но быстрого процесса роста, который допускает оценку процесса с использованием диагностики процесса, обеспечивающей определение общей массы покрытия на партии частей без необходимости измерения массы покрытия на частях.

Осажденные из раствора керамические покрытия могут быть предрасположены к растрескиванию во время высушивания. По мере увеличения толщины покрытия этот эффект может усугубляться. В некоторых случаях можно наблюдать растрескивание покрытий, осажденных из растворов гидроксиапатита (SoDHA), по мере их высушивания после образования. Два примера независимых способов уменьшения трещин при высушивании, описанных в настоящем документе, содержат: (1) замену органического растворителя и сверхкритическую экстракцию растворителя и (2) устранение трещин повторным осаждением посредством гидротермической обработки. Следует понимать, что замена органического растворителя и устранение трещин повторным осаждением могут проводиться независимо друг от друга или в комбинации.

Описанные в настоящем документе композиции и способы могут улучшать бесцементную фиксацию ортопедических имплантатов для улучшенного приживления и расширять применение бесцементных имплантатов в процедурах, в которых цементированные имплантаты являются стандартной практикой. Специалисту в данной области понятно, что это может обеспечивать сокращение длительности операции и снижение затрат на медицинское обслуживание.

Покрытие из фосфата кальция

Покрытия из фосфата кальция могут содержать ГА или ОСР. В настоящем документе ГА содержит, без ограничений, гидроксиапатит с недостатком кальция (CDHA). В некоторых вариантах осуществления в настоящем документе описан нестехиометрический ГА, такой как CDHA. ГА может иметь формулу Ca_10-x(PO₄)_6-x(HPO₄)_х(OH)_2-x, где x составляет от 0 до около 2 или от около 0,1 до около 2. Следует понимать, что описанные в настоящем документе формулы описывают стехиометрические эквиваленты. В некоторых вариантах осуществления ГА имеет формулу Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂. В некоторых вариантах осуществления OCP имеет формулу Ca₈H₂(PO₄)₆^.5(H₂O). Покрытия из ГА имеют характерные молярные соотношения кальция и фосфата (отношение Ca/P). Отношение Ca/P может составлять от около 1 до около 2, от около 1,2 до около 2, от около 1,3 до около 2, от около 1,39 до около 2, от около 1 до около 1,8, от около 1,2 до около 1,8, от около 1,3 до около 1,8, от около 1,39 до около 1,8, от около 1 до около 1,7, от около 1,2 до около 1,7, от около 1,3 до около 1,7, от около 1,39 до около 1,7, от около 1 до около 1,649, от около 1,2 до около 1,649, от около 1,3 до около 1,649, от около 1,39 до около 1,649 или от около 1,5 до около 1,67. Следует понимать, что покрытия из OCP, CDHA или их смесей можно модифицировать путем регуляции концентраций кальция и фосфата, а также pH в растворах, из которых могут быть образованы покрытия из ГА.

Как дополнительно описано ниже, покрытия из ГА и ОСР могут формироваться из пересыщенных растворов, которые остаются по существу не имеющими мутности вследствие гомогенной нуклеации в растворе на всем протяжении процесса покрытия. В некоторых вариантах осуществления покрытия из ГА и ОСР не содержат карбоната, что способствует контролю рН в процессе формирования покрытия. Без стремления к ограничению теорией считается, что осаждение из растворов, по существу не имеющих мутности вследствие гомогенной нуклеации, играет роль в покрытиях из ГА, осаждаемых с предсказуемой скоростью покрытия и высокой кристалличностью, однородной микроструктурой и улучшенной биосовместимостью. В некоторых вариантах осуществления % масс. карбоната в покрытиях составляет от около 0% до около 25%, от около 0% до около 20%, от около 0% до около 15%, от около 0% до около 10%, от около 0% до около 5%, от около 0% до около 3%, от около 0% до около 2%, от около 0% до около 1%, от около 0% до около 0,1%, от около 0,1% до около 25%, от около 0,1% до около 20%, от около 0,1% до около 15%, от около 0,1% до около 10%, от около 0,1% до около 5%, от около 0,1% до около 3%, от около 0,1% до около 2%, от около 0,1% до около 1%, от около 1% до около 25%, от около 1% до около 20%, от около 1% до около 15%, от около 1% до около 10%, от около 1% до около 5%, от около 1% до около 3%, от около 1% до около 2%, от около 2% до около 25%, от около 2% до около 20%, от около 2% до около 15%, от около 2% до около 10%, от около 2% до около 5% или от около 2% до около 3%. В некоторых вариантах осуществления концентрацию карбоната в покрытиях измеряют спектроскопическими способами, такими как инфракрасная (ИК) спектроскопия. Покрытия могут по существу не содержать карбоната. В настоящем документе покрытия, «по существу не содержащие карбоната», относятся к покрытиям, которые не имеют различимого пика карбоната от 1500 см^-1 до 1300 см^-1 при проведении ИК-спектроскопии.

% масс. кристаллического ГА или OCP в покрытиях из ГА или OCP, описанных в настоящем документе, составляет от около 50% до около 100%, от около 60% до около 100%, от около 70% до около 100%, от около 80% до около 100%, от около 90% до около 100%, от около 50% до около 99%, от около 60% до около 99%, от около 70% до около 99%, от около 80% до около 99%, от около 90% до около 99%, от около 50% до около 95%, от около 60% до около 95%, от около 70% до около 95%, от около 80% до около 95% или от около 90% до около 95%. Без стремления к ограничению теорией считается, что покрытия образуются путем гетерогенной нуклеации, что приводит к получению покрытий, которые преимущественно содержат кристаллический ГА или OCP.

Компонент ГА в покрытиях из ГА или альтернативно компонент OCP в покрытиях из OCP имеет высокую кристалличность, которую измеряют, например, дифференциальной сканирующей калориметрией (DSC). Кристалличность составляет более около 50%, более около 80%, более около 90%, более около 95%, более около 96%, более около 97%, от около 80% до около 99,9%, от около 90% до около 99,9%, от около 95% до около 99,9%, от около 96% до около 99,9% или от около 97% до около 99,9%.

Компонент ГА в покрытиях из ГА или альтернативно компонент OCP в покрытиях из OCP имеет высокую чистоту кристаллической фазы в своей преобладающей фазе. Чистота кристаллической фазы составляет более около 80%, более около 90%, более около 95%, более около 96%, более около 97%, от около 80% до около 99,9%, от около 90% до около 99,9%, от около 95% до около 99,9%, от около 96% до около 99,9% или от около 97% до около 99,9%. Высокая кристалличность и высокая чистота кристаллической фазы компонента ГА в покрытиях из ГА улучшает биосовместимость и равномерность разложения in vivo, не допуская высвобождения частиц. В некоторых вариантах осуществления кристалличность измеряют дифференциальной сканирующей калориметрией (DSC).

Компонент ГА покрытий из ГА или альтернативно компонент OCP покрытий из OCP имеет низкое содержание аморфной фазы или вовсе не содержит ее. Содержание аморфной фазы составляет менее около 20%, менее около 15%, менее около 10%, менее около 5%, менее около 4%, менее около 3%, от около 0,1% до около 3%, от около 0,1% до около 5%, от около 0,1% до около 10% или от около 0,1% до около 20%. Содержание аморфной фазы может быть слишком низким для обнаружения. В некоторых вариантах осуществления содержание аморфной фазы измеряют дифференциальной сканирующей калориметрией (DSC).

Кристаллическую структуру покрытий из ГА можно охарактеризовать с применением рентгеновской спектроскопии, такой как рентгеновская дифракционная порошковая спектроскопия. При характеризации с применением рентгеновской дифракционной спектроскопии покрытия из ГА показывают несколько характерных углов дифракции 2θ. Числовые значения, показанные в скобках, представляют собой индексы Миллера, связанные с каждым пиком. Рентгеновские спектры покрытий из ГА могут показывать углы дифракции 2θ, включая около 26 ± 2° (002), около 28 ± 2° (102), около 32 ± 2° (112), около 50 ± 2° (213) и около 53 ± 2° (004) или около 26 ± 0,5° (002), около 28 ± 0,5° (102), около 32 ± 0,5° (112), около 50 ± 0,5° (213) и около 53 ± 0,5° (004). Рентгеновские спектры покрытий из ГА могут показывать углы дифракции 2θ, включая около 26 ± 1° (002), около 28 ± 1° (102), около 32 ± 1° (112), около 50 ± 1° (213) и около 53 ± 1° (004). Рентгеновские спектры покрытий из ГА могут показывать углы дифракции 2θ, включая около 25,58 ± 0,1°, около 28,13 ± 0,1°, около 31,75 ± 0,1°, около 32,17 ± 0,1°, около 49 ± 0,1° и около 53 ± 0,1°. Следует понимать, что углы дифракции, приведенные в настоящем документе, могут иметь систематический сдвиг вследствие вариаций в приборах.

Спектры XRD покрытий из ГА имеют характерные относительные интенсивности. В настоящем документе относительная интенсивность пика в спектре XRD относится к интенсивности пика, поделенной на интенсивность самого интенсивного пика в спектре. Пики, связанные с направлениями (002), (211), (112), (202), (213), (004), могут иметь относительную интенсивность 100%, 15,5-16,5%, 27-28%, 50,5-60,5%, 19-20%, 16,5-17,5%, 14-15% соответственно. Любой один из пиков, связанных с направлениями (002), (211), (112), (202), (213), (004), может иметь относительную интенсивность 100%, 10-20%, 23-33%, 40-70%, 15-25%, 12-22%, 10-20% соответственно. В некоторых вариантах осуществления слой гидроксиапатита имеет отношение интенсивности XRD пика (002) к пику (211), которое составляет более около 1, более около 1,25, более около 1,5, более около 1,75, более около 2,0, более около 2,5, более около 3,0 или более около 3,5.

Покрытия из ГА можно также характеризовать с применением инфракрасной спектроскопии с преобразованием Фурье (FTIR). Покрытия из ГА показывают полосы FTIR при около 1100 см^-1, характерные для PO₄^3-. В покрытиях из ГА отсутствуют полосы FTIR, характерные для карбоната, в диапазоне от около 1400 до 1500 см^-1.

Покрытия из ГА по настоящему описанию позволяют получать малые размеры кристаллитов при определении рентгеновской дифракцией или сканирующей электронной микроскопией. В некоторых вариантах осуществления покрытия из ГА представляют собой нанокристаллы. Средний размер кристаллита в направлении [002] составляет от около 60 нм до около 80 нм, от около 65 нм до около 75 нм, от около 66 нм до около 73 нм или от около 68 нм до около 69 нм. Средний размер кристаллита в направлении [200] составляет от около 10 нм до около 30 нм, от около 15 нм до около 25 нм, от около 16 нм до около 23 нм или от около 18 нм до около 22 нм. Средний размер кристаллита в направлении [210] составляет от около 40 нм до около 60 нм, от около 45 нм до около 55 нм, от около 46 нм до около 53 нм или от около 48 нм до около 52 нм. В некоторых вариантах осуществления пленки ГА имеют размер кристаллита в по меньшей мере одном направлении, который составляет менее длины волны света, и зерна связаны друг с другом без присутствия второй аморфной или кристаллической фазы, которая имеет другой показатель преломления. В таких вариантах осуществления пленки являются прозрачными или полупрозрачными.

Покрытия из ГА по настоящему описанию являются высокопористыми и имеют большие площади поверхности. Площадь поверхности составляет от около 5 м²/г до около 100 м²/г, от около 10 м²/г до около 75 м²/г, от около 10 м²/г до около 50 м²/г, от около 10 м²/г до около 200 м²/г, от около 10 м²/г до около 150 м²/г, от около 10 м²/г до около 100 м²/г, от около 50 м²/г до около 200 м²/г, от около 50 м²/г до около 150 м²/г или от около 50 м²/г до около 100 м²/г. Площадь поверхности можно определить по способу Брунауэра - Эмметта - Теллера (BET). Данная площадь поверхности может приводить к значительным улучшениям адсорбции терапевтических агентов на этих покрытиях, как дополнительно описано ниже. Повышенную способность к загрузке можно использовать для подбора дозы и длительного высвобождения терапевтических агентов, таким образом повышая эффективность лечения.

Покрытия, описанные в настоящем документе, высвобождают кальций in vitro с по существу постоянной скоростью или постоянной скоростью в течение продолжительного периода времени по результатам измерения кальциевыми электродами, как описано в ASTM F1926. В настоящем документе по существу постоянная скорость представляет собой скорость, которая изменяется менее чем на 20% каждый час. В настоящем документе постоянная скорость, представляет собой скорость, которая изменяется менее чем на 5% каждый час. Покрытия могут высвобождать кальций с по существу постоянной скоростью в течение по меньшей мере около 5 часов, по меньшей мере около 10 часов, по меньшей мере около 15 часов, по меньшей мере около 20 часов, от около 5 часов до около 100 часов, от около 5 часов до около 50 часов, от около 5 часов до около 30 часов, от около 5 часов до около 25 часов, от около 10 часов до около 100 часов, от около 10 часов до около 50 часов, от около 10 часов до около 30 часов, от около 10 часов до около 25 часов, от около 15 часов до около 100 часов, от около 15 часов до около 50 часов, от около 15 часов до около 30 часов или от около 15 часов до около 25 часов. Покрытия могут высвобождать кальций с постоянной скоростью в течение по меньшей мере около 5 часов, по меньшей мере около 10 часов, по меньшей мере около 15 часов, по меньшей мере около 20 часов, от около 5 часов до около 100 часов, от около 5 часов до около 50 часов, от около 5 часов до около 30 часов, от около 5 часов до около 25 часов, от около 10 часов до около 100 часов, от около 10 часов до около 50 часов, от около 10 часов до около 30 часов, от около 10 часов до около 25 часов, от около 15 часов до около 100 часов, от около 15 часов до около 50 часов, от около 15 часов до около 30 часов или от около 15 часов до около 25 часов.

Покрытия из ГА и ОСР, описанные в настоящем документе, имеют высокую адгезию к субстрату и имеют высокую когезию по сравнению с ранее описанными покрытиями из ГА и ОСР. Адгезию и когезию можно количественно оценивать путем измерения значений предельного напряжения растяжения и сдвига. Описанные в настоящем документе покрытия проходят наружу от поверхности ортопедического имплантата. В настоящем документе напряжение сдвига представляет собой компонент напряжения, параллельный поверхности объекта, а напряжение растяжения представляет собой компонент напряжения от поверхности объекта.

Пиковое напряжение сдвига в покрытиях из ГА или из OCP, как определено в соответствии с ASTM F1044, составляет от около 10 МПа до около 150 МПа, от около 10 МПа до около 100 МПа, от около 10 МПа до около 75 МПа, от около 10 МПа до около 65 МПа или от около 28,2 МПа до около 63,6 МПа. Пиковое напряжение растяжения, как определено в соответствии с ASTM F1147, составляет от около 25 МПа до около 120 МПа, от около 40 МПа до около 120 МПа, от около 50 МПа до около 120 МПа, от около 60 МПа до около 120 МПа, от около 68 МПа до около 120 МПа, 25 МПа до около 100 МПа, от около 40 МПа до около 100 МПа, от около 50 МПа до около 100 МПа, от около 60 МПа до около 100 МПа, от около 68 МПа до около 100 МПа, от 25 МПа до около 95 МПа, от около 40 МПа до около 95 МПа, от около 50 МПа до около 95 МПа, от около 60 МПа до около 95 МПа, от около 68 МПа до около 95 МПа, от 25 МПа до около 90 МПа, от около 40 МПа до около 90 МПа, от около 50 МПа до около 90 МПа, от около 60 МПа до около 90 МПа или от около 68 МПа до около 90 МПа.

Покрытия из ГА или OCP могут иметь среднюю толщину, измеренную от поверхности ортопедического имплантата, на который они нанесены, от около 1 мкм до около 50 мкм, от около 1 мкм до около 25 мкм, от около 1 мкм до около 20 мкм, от около 1 мкм до около 15 мкм, от около 1 мкм до около 10 мкм, от около 1 мкм до около 8 мкм, от около 3 мкм до около 50 мкм, от около 3 мкм до около 25 мкм, от около 3 мкм до около 20 мкм, от около 3 мкм до около 15 мкм, от около 3 мкм до около 10 мкм, от около 3 мкм до около 8 мкм, от около 5 мкм до около 50 мкм, от около 5 мкм до около 25 мкм, от около 5 мкм до около 20 мкм, от около 5 мкм до около 15 мкм, от около 5 мкм до около 10 мкм, от около 5 мкм до около 8 мкм или около 7 мкм.

При нанесении на пористые поверхности врастания, такие как Porocoat или Gription, покрытия из ГА или OCP могут иметь массу на единицу площади поверхности от около 1 до около 100 мг/см², от около 1 до около 75 мг/см², от около 1 до около 50 мг/см², от около 1 до около 25 мг/см², от около 1 до около 12 мг/см², от около 5 до около 100 мг/см², от около 5 до около 75 мг/см², от около 5 до около 50 мг/см², от около 5 до около 25 мг/см², от около 5 до около 12 мг/см², от около 7 до около 15 мг/см², от около 7 до около 14 мг/см², от около 7 до около 12 мг/см², от около 9 до около 15 мг/см², от около 9 до около 14 мг/см², от около 9 до около 12 мг/см², от около 9 до около 11 мг/см², от около 9 до около 12 мг/см² или от около 8 до около 12 мг/см².

Когда ортопедический имплантат с нанесенными покрытиями из ГА или OCP, описанными в настоящем документе, применяют у пациента или животного (например, собаки), значения скорости резорбции in vivo таковы, что покрытие из ГА или OCP резорбируется в течение от около 3 до около 15 недель, от около 4 до около 15 недель, от около 5 до около 15 недель, от около 6 до около 15 недель, от около 3 до около 14 недель, от около 4 до около 14 недель, от около 5 до около 14 недель, от около 6 до около 14 недель, от около 3 до около 12 недель, от около 4 до около 12 недель, от около 5 до около 12 недель, от около 6 до около 12 недель, от около 1 до около 6 недель или менее чем около 6 недель.

В некоторых вариантах осуществления покрытие из ГА или ОСР дополнительно содержит один или более дополнительных терапевтических агентов. В покрытие могут быть введены добавки дополнительного материала для улучшения остеокондукции и/или доставки противоинфекционных материалов.

Терапевтический агент может содержать белки, липиды, (липо)полисахариды, факторы роста, цитостатические агенты, гормоны, антибиотики, противоинфекционные агенты, антиаллергенные агенты, противовоспалительные агенты, прогестационные агенты, гуморальные агенты, жаропонижающие агенты и питательные агенты. Терапевтический агент может представлять собой остеоиндуктивное вещество, остеокондуктивное вещество или вещество, которое как остеоиндуктивное, так и остеокондуктивное.

Металлическая поверхность

Слои фосфата кальция, описанные в настоящем документе, размещены около поверхности ортопедического имплантата. Поверхность может представлять собой металлическую поверхность, такую как поверхность из титана или сплава CoCr или поверхность из диоксида титана (TiO₂). В некоторых вариантах осуществления внешняя поверхность слоя металла является аморфной, а остальная часть слоя металла является кристаллической. В других вариантах осуществления весь слой металла является кристаллическим. Например, граница раздела между поверхностью и покрытием из фосфата кальция может содержать активированный слой, из которого фосфат кальция кристаллизуется и растет наружу. Следует понимать, что вся поверхность может быть полностью покрыта ГА или поверхность может быть замаскирована таким образом, чтобы заданная часть поверхности была покрыта ГА.

Поверхность может представлять собой активированную металлическую поверхность. Например, когда металлическая поверхность представляет собой титановую поверхность, поверхность можно активировать с образованием внешней поверхности из титаната, что облегчает нуклеацию и усиливает адгезию между поверхностью титана и покрытием из фосфата кальция. Активация титановой поверхности также облегчает управляемый рост на ней кристаллов слоя из фосфата кальция без дальнейшей термообработки, как будет дополнительно описано ниже. В некоторых вариантах осуществления нативный оксид или оксид, полученный в процессах пассивации, превращают в титанат посредством обработки гидроксидом. В некоторых вариантах осуществления титанат представляет собой титанат натрия. Альтернативно на сердцевину имплантата может быть нанесен кристаллический TiO₂. Такие кристаллические пленки индуцируют нуклеацию ГА или OCP без дополнительной обработки. В некоторых вариантах осуществления поверхность имплантата выполнена из материала, отличного от титановых сплавов. В этом случае активацию можно выполнять путем осаждения нанометровых пленок кристаллического TiOx на поверхность имплантата. Альтернативно тонкие аморфные слои TiOx можно осаждать и превращать в титанат посредством обработки аморфной пленки гидроксидом. Дополнительные средства активации содержат создание поверхностей, которые содержат COOH, NH₂ или другие заряженные остатки.

В некоторых вариантах осуществления вся сердцевина имплантата представляет собой титан. В других вариантах осуществления по меньшей мере часть сердцевины имплантата покрыта титаном, на который, в свою очередь, наносят покрытие из фосфата кальция, описанное в настоящем документе. Сердцевина имплантата может содержать такой материал, как CoCrMo или PEEK.

Альтернативно имплантат может содержать любой приемлемый материал, такой как материалы на основе кремния, материалы на основе керамики или материалы на основе полимера. Другие предполагаемые материалы содержат кобальт, хром, железо, тантал, ниобий, цирконий и их сплавы (например, сплавы титана и сплавы тантала), а также кобальтовые, кобальто-хромовые сплавы и нержавеющую сталь. Имплантат может содержать биосовместимые полимеры, природные или синтетические полимеры, такие как полиэтилен (например, сверхвысокомолекулярный полиэтилен или оксид полиэтилена), полипропилен, политетрафторэтилен, полигликолевую кислоту, полимолочную кислоту, другие полисахариды и сополимеры любых из представленных выше веществ (например, сополимеры полимолочной кислоты и полигликолевой кислоты), включая каркасы для тканевой инженерии, состоящие из синтетических полимеров (например, поли-HEMA) и биологических макромолекул (например, коллагена и хондроитинсульфата).

Слой металла или оксида металла может иметь толщину по меньшей мере около 25 нм, по меньшей мере около 30 нм, по меньшей мере около 35 нм, по меньшей мере около 40 нм, по меньшей мере около 45 нм, по меньшей мере около 50 нм, по меньшей мере около 60 нм, по меньшей мере около 70 нм, по меньшей мере около 80 нм, по меньшей мере около 90 нм или по меньшей мере около 100 нм. В некоторых вариантах осуществления слой может иметь толщину от около 25 нм до около 125 нм, от около 30 нм до около 125 нм, от около 35 нм до около 125 нм, от около 40 нм до около 125 нм, от около 45 нм до около 125 нм, от около 50 нм до около 125 нм, от около 25 нм до около 100 нм, от около 30 нм до около 100 нм, от около 35 нм до около 100 нм, от около 40 нм до около 100 нм, от около 45 нм до около 100 нм или от около 50 нм до около 100 нм. Пленки толщиной менее 100 нм могут прекращать проявлять цвета интерференции после обработки гидроксидом. Предпочтительную толщину слоя можно определить на основании желаемого цветового профиля ортопедического имплантата.

Кристаллическую структуру титановой поверхности можно охарактеризовать с применением рентгеновской спектроскопии, такой как рентгеновская порошковая дифракция. Титановые поверхности показывают несколько характерных углов дифракции 2θ при характеризации с помощью рентгеновской порошковой дифракции. Рентгеновские спектры титановых пленок показывают углы дифракции 2θ около 26°, около 28°, около 32°, около 49° и около 53°.

Металлическую поверхность можно модифицировать перед нанесением покрытия из ГА. Например, металлическую поверхность можно модифицировать с точки зрения шероховатости поверхности, чтобы облегчить сцепление апатитового покрытия с биосовместимым субстратом. Возможные способы модификации шероховатости металлической поверхности содержат травление кислотой или пескоструйную обработку.

Формирование и активация оксида титана

Как описано выше, на поверхности ортопедического протеза может быть образован слой оксида титана. Предпочтительными процессами образования слоя TiO₂ являются конформные (не по линии прямой видимости) процессы, которые позволяют получать пленки, прочно прикрепляющиеся к сердцевине. Было показано, что осаждение атомного слоя может позволять получать как аморфные, так и кристаллические пленки, которые хорошо прикрепляются и имеют равномерную толщину. Можно также использовать процессы золь-гель и электроосаждение пленок TiO₂.

После того как поверхность была образована или стала доступна иным образом, можно проводить активацию поверхности для стимулирования нуклеации и роста фосфата кальция. Для активации поверхности оксида титана можно применять щелочные условия. В некоторых вариантах осуществления титановую поверхность обрабатывают источником гидроксида, таким как гидроксид натрия. Обработка гидроксидом позволяет получить пористую поверхность титаната на металле, которая облегчает нуклеацию и рост фосфата кальция.

Процесс осаждения гидроксиапатита из растворов (SoDHA)

Покрытия из фосфата кальция, описанные в настоящем документе, образуются на активированных поверхностях посредством осаждения из пересыщенных растворов. При достаточно оптимизированных значениях пересыщения на активных поверхностях формируются и растут стабильные ядра, что приводит к образованию покрытий из фосфата кальция, описанных в настоящем документе. Без стремления к ограничению теорией считается, что рост преимущественно происходит посредством гетерогенного механизма нуклеации, а не гомогенного механизма в условиях, дополнительно описанных ниже. Процесс приводит к получению в качестве продукта кристаллического фосфата кальция, такого как описанные выше покрытия.

Готовят растворы кальция и фосфата и доводят их до желательных концентраций путем разбавления. Растворы кальция и фосфата смешивают вместе, что позволяет получать раствор, который пересыщен по отношению к желательному продукту - фосфату кальция. Заготовки ортопедических имплантатов, которые имеют активированные поверхности, приводят в контакт с пересыщенным раствором, что позволяет получать покрытия из фосфата кальция с воспроизводимой скоростью в условиях раствора, которые не дают мутности. В некоторых вариантах осуществления субстрат имеет поверхность из пленки кристаллического TiO₂, которая необязательно активирована. В некоторых вариантах осуществления субстрат имеет поверхность из аморфной пленки, которая была обработана основанием, таким как гидроксид. Предполагается, что имплантаты можно замаскировать для обеспечения осаждения только на выбранных участках имплантатов.

Мутность раствора можно определять с помощью оптических датчиков, которые оценивают диапазон УФ-излучения. Для обнаружения мутности, обусловленной гомогенной нуклеацией в растворе, использовали зонд-датчик Optek AS16F, работающий на длине волны 430 нм. Без стремления к ограничению теорией считается, что процесс покрытия с контролируемыми скоростями происходит преимущественно при гетерогенной нуклеации.

Степень пересыщения в растворе для покрытия зависит от активностей ионов кальция и фосфата в растворе, а также от pH раствора. Значения активности, в свою очередь, зависят от концентрации раствора, образования видов ионов и ионной силы. Исходные растворы кальция и фосфата смешивают вместе, получая раствор, который пересыщен по отношению к желательному продукту - фосфату кальция. Ортопедические имплантаты, которые имеют активированные поверхности, приводят в контакт с пересыщенным раствором, что приводит к формированию покрытия из фосфата кальция с высокой воспроизводимой скоростью.

Имплантаты покрывают в растворе, который пересыщен по отношению к фазам ГА и ОСП. В некоторых вариантах осуществления пересыщенный раствор содержит Ca(NO₃), K₂HPO₄, KH₂PO₄, NaCl и буферный раствор - трис(гидроксиметил)аминометан (ТРИС). Соотношение HPO₄^2-/H₂PO₄^- можно выбирать для достижения целевого pH раствора. Можно использовать другие противоионы, помимо NO₃ и K, как будет понятно специалистам в данной области. Концентраты кальция и фосфата можно получать с сертифицированной концентрацией, а затем разбавлять до рабочих концентраций перед смешиванием для создания конечных пересыщенных растворов.

Растворы, применяемые для формирования ГА, содержат катионы кальция с концентрацией от около 0,5 до около 1,5 мМ, от около 0,6 до около 1,5 мМ, от около 0,7 до около 1,5 мМ, от около 0,5 до около 1,3 мМ, от около 0,6 до около 1,3 мМ, от около 0,7 до около 1,3 мМ, от около 0,5 до около 1,1 мМ, от около 0,6 до около 1,1 мМ, от около 0,7 до около 1,1 мМ, от около 0,5 до около 1,05 мМ, от около 0,6 до около 1,05 мМ, от около 0,7 до около 1,05 мМ или от около 0,62 до около 1,05 мМ. В некоторых вариантах осуществления ион кальция представляет собой Ca²⁺.

Растворы, применяемые для формирования ГА, содержат анионы фосфата с концентрацией от около 0,75 мМ до около 1,75 мМ, от около 1,0 мМ до около 1,75 мМ, от около 1,25 мМ до около 1,75 мМ, от около 0,75 мМ до около 1,5 мМ, от около 1,0 мМ до около 1,5 мМ, от около 1,25 мМ до около 1,5 мМ, от около 0,75 мМ до около 1,35 мМ, от около 1,0 мМ до около 1,35 мМ, от около 1,25 мМ до около 1,35 мМ, от около 0,75 мМ до около 1,3 мМ, от около 1,0 мМ до около 1,3 мМ или от около 1,25 мМ до около 1,3 мМ. В некоторых вариантах осуществления ионы фосфата представляют собой PO₄^3-, HPO₄^2-, H₂PO₄^- или их комбинацию.

Растворы, применяемые для формирования ГА, имеют pH от около 7,5 до около 8, от около 7,55 до около 8, от около 7,6 до около 8, от около 7,65 до около 8, от около 7,5 до около 7,9, от около 7,55 до около 7,9, от около 7,6 до около 7,9, от около 7,65 до около 7,9, от 7,5 до около 7,85, от около 7,55 до около 7,85, от около 7,6 до около 7,85, от около 7,65 до около 7,85, от 7,5 до около 7,8, от около 7,55 до около 7,8, от около 7,6 до около 7,8, от около 7,65 до около 7,8, от 7,5 до около 7,75, от около 7,55 до около 7,75, от около 7,6 до около 7,75, от около 7,65 до около 7,75, от 7,5 до около 7,7, от около 7,55 до около 7,7, от около 7,6 до около 7,7, от около 7,65 до около 7,7 или около 7,684. pH может представлять собой pH в начале процесса покрытия для данного цикла покрытия. pH может представлять собой pH, когда раствор имеет температуру 25°С.

Растворы, применяемые для формирования OCP, содержат катионы кальция с концентрацией от около 1,0 до около 2,0 мМ, от около 1,0 до около 1,9 мМ, от около 1,0 до около 1,8 мМ, от около 1,2 до около 2,0 мМ, от около 1,2 до около 1,9 мМ, от около 1,2 до около 1,8 мМ, от около 1,3 до около 2,0 мМ, от около 1,3 до около 1,9 мМ, от около 1,3 до около 1,8 мМ, от около 1,45 до около 2,0 мМ, от около 1,45 до около 1,9 мМ или от около 1,45 до около 1,8 мМ.

Растворы, применяемые для формирования OCP, содержат анионы фосфата с концентрацией от около 1,5 мМ до около 2,6 мМ, от около 1,5 мМ до около 2,4 мМ, от около 1,5 мМ до около 2,25 мМ, от около 1,7 мМ до около 2,6 мМ, от около 1,7 мМ до около 2,4 мМ, от около 1,7 мМ до около 2,25 мМ, от около 2,0 мМ до около 2,6 мМ, от около 2,0 мМ до около 2,4 мМ, от около 2,0 мМ до около 2,25 мМ, от около 2,2 мМ до около 2,6 мМ, от около 2,2 мМ до около 2,4 мМ или от около 2,2 мМ до около 2,25 мМ.

Растворы, применяемые для формирования OCP, имеют pH от около 6,75 до около 7,25, от около 6,75 до около 7,20, от около 6,75 до около 7,15, от около 6,75 до около 7,1, от около 6,75 до около 7,05, от около 6,8 до около 7,25, от около 6,8 до около 7,20, от около 6,8 до около 7,15, от около 6,8 до около 7,1, от около 6,8 до около 7,05, от около 6,85 до около 7,25, от около 6,85 до около 7,20, от около 6,85 до около 7,15, от около 6,85 до около 7,1, от около 6,85 до около 7,05, от около 6,9 до около 7,25, от около 6,9 до около 7,20, от около 6,9 до около 7,15, от около 6,9 до около 7,1, от около 6,9 до около 7,05, от около 6,95 до около 7,25, от около 6,95 до около 7,20, от около 6,95 до около 7,15, от около 6,95 до около 7,1 или от около 6,95 до около 7,05. pH может представлять собой pH в начале процесса покрытия для данного цикла покрытия.

В некоторых вариантах осуществления в состав пересыщенного раствора входит буферный раствор для стабилизации pH. В некоторых вариантах осуществления буферный раствор представляет собой трис(гидроксиметил)аминометан (Трис). Концентрация Трис составляет от около 1 мМ до около 10 мМ, от около 2 мМ до около 10 мМ, от около 3 мМ до около 10 мМ, от 1 мМ до около 8 мМ, от около 2 мМ до около 8 мМ, от около 3 мМ до около 8 мМ, от 1 мМ до около 6 мМ, от около 2 мМ до около 6 мМ, от около 3 мМ до около 6 мМ или около 5 мМ.

Пересыщенный раствор может содержать соль для увеличения ионной силы. В некоторых вариантах осуществления соль представляет собой хлорид натрия. Концентрация соли составляет от около 100 мМ до около 200 мМ, от около 100 мМ до около 175 мМ, от около 100 мМ до около 160 мМ, от 125 мМ до около 200 мМ, от около 125 мМ до около 175 мМ, от около 125 мМ до около 160 мМ, от 140 мМ до около 200 мМ, от около 140 мМ до около 175 мМ или от около 140 мМ до около 160 мМ.

Температура раствора в процессе покрытия составляет от около 40°C до около 50°C, от 42°C до около 50°C, от 44°C до около 50°C, от 46°C до около 50°C, от около 40 °C до около 48°C, от 42°C до около 48°C, от 44°C до около 48°C, от 46°C до около 48°C, от 46,5°C до около 47,5°C или около 47°C. Имплантаты можно поддерживать при температуре процесса с точностью 0,5 °C.

ГА представляет собой малорастворимую соль с K_sp порядка 10^-120, которая, следовательно, имеет очень узкую «метастабильную зону», в которой может происходить управляемая гетерогенная нуклеация. Неожиданно было обнаружено существование интервала, позволяющего контролируемо осаждать кристаллический ГА на активированную поверхность ортопедического имплантата из относительно стабильных пересыщенных растворов. При определении этого интервала было отмечено, что низкие концентрации пересыщения приводили к низким скоростям нуклеации, а высокие концентрации пересыщения приводили к неконтролируемым высоким скоростям нуклеации, нарастанию и неравномерному росту на субстрате. Без стремления к ограничению теорией считается, что процесс покрытия в условиях чрезмерного пересыщения происходит преимущественно за счет гомогенной нуклеации и нарастания.

Различные условия могут приводить к повышению стабильности раствора. В некоторых вариантах осуществления растворы смешивают при комнатной температуре, а не при температуре, при которой происходит процесс осаждения. В некоторых вариантах осуществления исходные растворы кальция добавляют к исходным растворам фосфата, содержащим NaCl и Трис. В некоторых вариантах осуществления температура исходных растворов не ниже комнатной температуры. В некоторых вариантах осуществления раствор помещают в сосуд, имеющий гладкие стенки, а не шероховатые стенки.

Неожиданно оказалось возможным определить интервал концентраций пересыщенного раствора или альтернативно интервал свободной энергии Гиббса, который позволял контролируемо выращивать кристаллы ГА за желательный период времени. Растворы, применяемые в процессе SoDHA, были составлены так, чтобы dG для образования ГА составляла от около 7 кДж/моль до около 9 кДж/моль, от 7 кДж/моль до около 8,8 кДж/моль, от 7 кДж/моль до около 8,6 кДж/моль, от 7 кДж/моль до около 9,4 кДж/моль, от 7 кДж/моль до около 8,2 кДж/моль, от 7,2 кДж/моль до около 9 кДж/моль, от 7,2 кДж/моль до около 8,8 кДж/моль, от 7,2 кДж/моль до около 8,6 кДж/моль, от 7,2 кДж/моль до около 9,4 кДж/моль, от 7,2 кДж/моль до около 8,2 кДж/моль, от 7,4 кДж/моль до около 9 кДж/моль, от 7,4 кДж/моль до около 8,8 кДж/моль, от 7,4 кДж/моль до около 8,6 кДж/моль, от 7,4 кДж/моль до около 9,4 кДж/моль, от 7,4 кДж/моль до около 8,2 кДж/моль, от 7,6 кДж/моль до около 9 кДж/моль, от 7,6 кДж/моль до около 8,8 кДж/моль, от 7,6 кДж/моль до около 8,6 кДж/моль, от 7,6 кДж/моль до около 9,4 кДж/моль, от 7,6 кДж/моль до около 8,2 кДж/моль, от 7,8 кДж/моль до около 9 кДж/моль, от 7,8 кДж/моль до около 8,8 кДж/моль, от 7,8 кДж/моль до около 8,6 кДж/моль, от 7,8 кДж/моль до около 9,4 кДж/моль, от 7,8 кДж/моль до около 8,2 кДж/моль, от около 8,0 кДж/моль до около 8,4 кДж/моль, около 8 кДж/моль, около 8,2 кДж/моль или около 8,4 кДж/моль.

Неожиданно также оказалось возможным определить интервал концентраций пересыщенного раствора или альтернативно интервал свободной энергии Гиббса, который позволял контролируемо выращивать кристаллы ОСР за желательный период времени. Растворы, применяемые в процессе OCP, были составлены так, чтобы dG для образования OCP составляла от около 2,5 кДж/моль до около 4 кДж/моль, от около 2,5 кДж/моль до около 3,7 кДж/моль, от около 2,5 кДж/моль до около 3,6 кДж/моль, от около 2,5 кДж/моль до около 3,5 кДж/моль, от около 2,5 кДж/моль до около 3,45 кДж/моль, от около 2,7 кДж/моль до около 4 кДж/моль, от около 2,7 кДж/моль до около 3,7 кДж/моль, от около 2,7 кДж/моль до около 3,6 кДж/моль, от около 2,7 кДж/моль до около 3,5 кДж/моль, от около 2,7 кДж/моль до около 3,45 кДж/моль, от около 2,9 кДж/моль до около 4 кДж/моль, от около 2,9 кДж/моль до около 3,7 кДж/моль, от около 2,9 кДж/моль до около 3,6 кДж/моль, от около 2,9 кДж/моль до около 3,5 кДж/моль, от около 2,9 кДж/моль до около 3,45 кДж/моль, от около 3 кДж/моль до около 4 кДж/моль, от около 3 кДж/моль до около 3,7 кДж/моль, от около 3 кДж/моль до около 3,6 кДж/моль, от около 3 кДж/моль до около 3,5 кДж/моль, от около 3 кДж/моль до около 3,45 кДж/моль, от около 3,1 кДж/моль до около 4 кДж/моль, от около 3,1 кДж/моль до около 3,7 кДж/моль, от около 3,1 кДж/моль до около 3,6 кДж/моль, от около 3,1 кДж/моль до около 3,5 кДж/моль, от около 3,1 кДж/моль до около 3,45 кДж/моль, от около 3,2 кДж/моль до около 4 кДж/моль, от около 3,2 кДж/моль до около 3,7 кДж/моль, от около 3,2 кДж/моль до около 3,6 кДж/моль, от около 3,2 кДж/моль до около 3,5 кДж/моль, от около 3,2 кДж/моль до около 3,45 кДж/моль или от около 3,2 кДж/моль до около 3,45 кДж/моль.

dG для образования OCP и ГА, а также относительная пересыщенность растворов в отношении как ГА, так и OCP в некоторых вариантах осуществления процесса SoDHA для осаждения ГА приведены в таблице 1. Эти характерные значения не ограничены возможными значениями, связанными с описанными в настоящем документе способами.

Таблица 1. Изменения энергии и величины пересыщения в процессе SoDHA для осаждения ГА

dG для ГА	dG для OCP	SS для OCP	SS для ГА
-8,06451	-3,11966	3,230353	20,72261
-8,11148	-3,14875	3,265878	21,09168
-8,14687	-3,16101	3,280953	21,37415
-8,16934	-3,18283	3,307977	21,55537
-8,24149	-3,25443	3,398208	22,14794
-8,27348	-3,25519	3,399187	22,41587
-8,34018	-3,32947	3,495425	22,985
-8,34495	-3,33445	3,501971	23,0262
-8,34869	-3,33828	3,507014	23,05862
-8,3538	-3,34325	3,513581	23,10291

Как дополнительно описано ниже, покрытия из ГА и ОСР можно формировать из пересыщенных растворов, которые остаются по существу не имеющими мутности вследствие гомогенной нуклеации в растворе на всем протяжении процесса покрытия. Без стремления к ограничению теорией считается, что осаждение из растворов, по существу не имеющих мутности вследствие гомогенной нуклеации, играет роль в покрытиях из ГА или ОСР, осаждаемых с предсказуемыми скоростями покрытия и имеющих высокую кристалличность, однородную микроструктуру и улучшенную биосовместимость.

ГА и ОСР представляют собой очень малорастворимые соли с Ksp порядка 10-120 и 10-91 соответственно. Как таковые ГА и ОСР имеют очень узкие «метастабильные зоны», в которых могут происходить управляемая гетерогенная нуклеация и рост. Неожиданно оказалось возможным определить интервал уровней пересыщения и температуры, которые позволяли контролировать гетерогенную нуклеацию и выращивать кристаллы ГА или OCP за желательный период времени. При этих значениях пересыщения на активных поверхностях формируются и растут стабильные ядра, что приводит к образованию покрытий из фосфата кальция, описанных в настоящем документе.

Процесс SoDHA дополнительно содержит перемешивание раствора, когда он находится в контакте с субстратом. Слишком слабое перемешивание во время смешивания исходных растворов может дестабилизировать раствор. Перемешивание с высоким сдвиговым усилием во время смешивания исходных растворов может дестабилизировать раствор. Перемешивание может осуществляться встряхиванием.

Процесс может содержать уменьшение количества воздуха, находящегося в контакте с пересыщенным раствором. В некоторых вариантах осуществления процесс может проводиться в условиях инертной атмосферы, например, в атмосфере аргона или азота. Инертная атмосфера ограничивает растворение в пересыщенном растворе диоксида углерода, который может изменять pH без осаждения СаР, препятствуя применению pH для внутреннего отслеживания процесса. В таких условиях полученные покрытия из гидроксиапатита по существу не содержат карбоната.

Процесс происходит при контролируемой, но относительно высокой скорости покрытия. Скорость покрытия можно описать показателями массы покрытия или толщины покрытия. При фиксированном числе имплантатов в растворе для покрытия более высокие массы покрытия получают на имплантатах с большой удельной площадью поверхности, таких как имплантаты со структурами врастания, покрытыми пористым металлом. Однако толщина покрытия практически не зависит от удельной площади поверхности имплантата. Наконец, как массовые, так и объемные скорости покрытия зависят от общей площади поверхности/объема раствора для покрытия, как показано на Фиг. 12.

Осаждение ГА в рамках процесса происходит так, что толщина увеличивается со скоростью от около 0,01 мкм/ч до около 10 мкм/ч, от около 0,01 мкм/ч до около 5 мкм/ч, от около 0,01 мкм/ч до около 4 мкм/ч, от около 0,01 мкм/ч до около 3 мкм/ч, от около 0,01 мкм/ч до около 2 мкм/ч, от около 0,01 мкм/ч до около 1 мкм/ч, скоростью от около 0,1 мкм/ч до около 10 мкм/ч, от около 0,1 мкм/ч до около 5 мкм/ч, от около 0,1 мкм/ч до около 4 мкм/ч, от около 0,1 мкм/ч до около 3 мкм/ч, от около 0,1 мкм/ч до около 2 мкм/ч, от около 0,1 мкм/ч до около 1 мкм/ч, скоростью от около 0,5 мкм/ч до около 10 мкм/ч, от около 0,5 мкм/ч до около 5 мкм/ч, от около 0,5 мкм/ч до около 4 мкм/ч, от около 0,5 мкм/ч до около 3 мкм/ч, от около 0,5 мкм/ч до около 2 мкм/ч или от около 0,5 мкм/ч до около 1 мкм/ч.

Осаждение ГА на Gription в рамках процесса происходит со скоростью от около 0,005 мг/ч^.мм² до около 0,09 мг/ч^.мм², от около 0,005 мг/ч^.мм² до около 0,025 мг/ч^.мм², от 0,005 мг/ч^.мм² до около 0,0225 мг/ч^.мм², от 0,005 мг/ч^.мм² до около 0,02 мг/ч^.мм², от 0,005 мг/ч^.мм² до около 0,0175 мг/ч^.мм², от около 0,005 мг/ч^.мм² до около 0,015 мг/ч^.мм², от около 0,0075 мг/ч^.мм² до около 0,09 мг/ч^.мм², от около 0,0075 мг/ч^.мм² до около 0,025 мг/ч^.мм², от 0,0075 мг/ч^.мм² до около 0,0225 мг/ч^.мм², от 0,0075 мг/ч^.мм² до около 0,02 мг/ч^.мм², от 0,0075 мг/ч^.мм² до около 0,0175 мг/ч^.мм², от около 0,0075 мг/ч^.мм² до около 0,015 мг/ч^.мм², от около 0,025 мг/ч^.мм² до около 0,09 мг/ч^.мм², от около 0,01 мг/ч^.мм² до около 0,025 мг/ч^.мм², от 0,01 мг/ч^.мм² до около 0,0225 мг/ч^.мм², от 0,01 мг/ч^.мм² до около 0,02 мг/ч^.мм², от 0,01 мг/ч^.мм² до около 0,0175 мг/ч^.мм² или от около 0,01 мг/ч^.мм² до около 0,025 мг/ч^.мм².

Процесс покрытия может представлять собой процесс «с постоянным составом» или процесс «с переменным составом».

В процессе с постоянным составом реагенты, которые расходуются на осаждение СаР на имплантаты, полунепрерывно добавляют обратно в раствор для осаждения на всем протяжении процесса покрытия. Добавление реагентов выполняют на основании падения pH, которое соответствует осаждению СаР из раствора. Таким образом, количество реагентов в рамках процесса, которые добавляют обратно в раствор для осаждения, позволяет определить количество ГА, осажденного на имплантаты. Без стремления к ограничению теорией уравнения, по которым рассчитывают состав «титранта» (растворов, которые добавляют обратно в сосуд для осаждения в ответ на изменение pH, индуцируемое осаждением CDHA), могут быть следующими:

•TCaNO₃=(Nb) (W_CaNO3)+(10 - x) Ceff

•TP=(Nb) (W_PO4)+6 Ceff

•TNaCl=(Nb) (W_NaCl) - (20-2x) Ceff

•TKOH=(Nb) (W_KOH)+(14-2x) Ceff,

где Ceff равен числу молей CaP, осажденных на литр добавленного титранта, х представляет собой нестехиометрический коэффициент в CDHA, Nb=число бюреток титранта, добавленного к раствору, а W представляет собой концентрацию реагентов в пересыщенном растворе.

В процессе с переменным составом движущим к осаждению химическим силам позволяют снижаться от их исходных условий на величину, которая поддерживается в широком диапазоне движущих сил, в отличие от постоянно высокой движущей силы, которая достигается в процессе с постоянным составом. Когда нижний предел движущей силы достигается путем истощения некоторой фракции покрывающих реагентов вследствие осаждения СаР из раствора, раствор для покрытия сливают и в сосуд для процесса осаждения добавляют новый раствор для покрытия. В одном варианте осуществления процесса с переменным составом используется количественное соотношение между изменением pH раствора и количеством и составом СаР, который осаждается из раствора для покрытия. Этим соотношением можно воспользоваться, чтобы определить, когда сливать растворы для покрытия и заменять их свежим раствором, а также определить заданную конечную точку процесса, в которую достигнуты массы покрытия CaP. Для замедления снижения pH, которое сопровождает осаждение СаР, выбирают такое количество буферного раствора, которое позволяет pH снижаться в достаточной степени так, чтобы можно было использовать изменение pH для внутренней диагностики процесса. В некоторых вариантах осуществления измерения pH можно проводить периодически, а не непрерывно. Значения скорости покрытия повышаются при меньших значениях времени сеансов осаждения с большей кратностью сеансов покрытия. В некоторых вариантах осуществления в растворах для покрытия ГА и ОСР отсутствует карбонат, который может способствовать применению pH для отслеживания или контроля процесса во время формирования покрытия.

Без стремления к ограничению теорией считается, что реакции осуществляются согласно стехиометрии, указанной в таблице 2.

Таблица 2. Стехиометрия для процессов ГА и ОСР

ГА			ОСР
Ca10	(PO4)6	(OH)2	Ca8	(HPO4)2	(PO4)4
	-6 H2PO4			-2 HPO4	-4 H2PO4
	+12 H	+2 H			+8 H
	+14 H2PO4	-14 HPO4		-8 HPO4	+8 H2PO4
Всего	+8 H2PO4	-14 HPO4		-10 HPO4	+4 H2PO4

Как показано в таблице 2, осаждение фосфата кальция сопровождается падением концентраций кальция и фосфата и снижением pH. Эти изменения концентрации и рН приводят к снижению степени пересыщения в процессе реакции наряду с уменьшением скорости осаждения.

Соотношение между pH и количеством осадка можно масштабировать для разных объемов раствора. Этим соотношением между изменением pH и количеством осажденной фазы можно воспользоваться для отслеживания процесса, чтобы обеспечить формирование предсказуемого количества осадка. pH пересыщенного раствора можно отслеживать, чтобы определять степень готовности нанесенного покрытия. В некоторых вариантах осуществления субстрат приводят в контакт с раствором до тех пор, пока одна или более из концентрации кальция, концентрации фосфата и pH не уменьшится до заданного уровня.

Хотя скорости нуклеации, скорости роста и относительные движущие силы в процессах SoDOCP и SoDHA изменяются по мере осаждения фосфата кальция, был разработан процесс сведения к минимуму изменений этих значений в процессе осаждения. В качестве процесса, применяемого для покрытия имплантатов, использовали процесс с переменным составом. В настоящем документе процесс с переменным составом относится к процессу, который допускает изменение термодинамических переменных в ходе процесса. В процессе с переменным составом, описанном в настоящем документе, имплантаты можно покрывать во множестве партий раствора, что позволяет концентрациям ионов и pH падать только до заданного уровня во время каждого из циклов. Для уменьшения степени изменения концентраций применяли множество последовательных осаждений, причем каждый сеанс осаждения содержал приведение ортопедического имплантата в контакт со свежим раствором. Изменение pH, связанное с осаждением, можно уменьшить путем буферизации раствора с помощью буферного раствора, такого как буферный раствор ТРИС.

В некоторых вариантах осуществления выполняли три последовательных осаждения. Для процесса из трех последовательных осаждений изменения концентрации во время каждого сеанса осаждения снижаются на две трети по сравнению с осаждением в одном сеансе. В некоторых вариантах осуществления выполняется только один сеанс осаждения. В некоторых вариантах осуществления выполняют 2 или 3 сеанса осаждения. Можно выполнять от 1 до 10, от 2 до 10, от 3 до 10, от 1 до 5, от 2 до 5 или от 3 до 5 сеансов осаждения. В некоторых вариантах осуществления число используемых сеансов осаждения зависит от отношения площади поверхности имплантата к объему в сосуде для покрытия. Более высокие отношения площади поверхности имплантата к объему могут соответствовать большему числу сеансов с меньшей длительностью. Более низкие отношения площади поверхности к объему могут соответствовать меньшему числу сеансов с большей длительностью. Комбинация буферизации pH и обновления растворов сводит к минимуму изменение термодинамических движущих сил и может помогать обеспечивать то, чтобы на всем протяжении процесса осаждения формировалась одинаковая фаза фосфата кальция.

Общее время контакта с составом раствора для осаждения по способу, обладающему признаками изобретения, как правило, составляет около 30 минут или более. Общее время контакта предпочтительно составляет около 8 часов или менее. Более предпочтительно биосовместимый субстрат подвергается многократным сеансам со значениями времени контакта от около 1 минуты до около 2 часов, от около 1 минуты до около 1 часа, от около 1 минуты до около 30 минут, от около 5 минут до около 2 часов, от около 5 минут до около 1 часа, от около 5 минут до около 30 минут, около 2 часов или менее, около 1 часа или менее или около 30 минут или менее. В целом, более длительное общее время контакта и меньшая длительность сеансов покрытия позволяют получать большую толщину покрытия из биоактивного гидроксиапатита. Кроме того, время контакта зависит от числа биоактивных субстратов, которые покрываются в любой один момент времени.

В некоторых вариантах осуществления для отслеживания хода процесса SoDHA используется соотношение между массой осадка и изменением pH. В дополнительных вариантах осуществления для отслеживания хода процесса SoDHA можно воспользоваться соотношением между массой осадка и изменением концентрации кальция и/или фосфата. В других вариантах осуществления процесс осуществляют в течение заданной длительности времени, а pH, концентрацию кальция и концентрацию фосфата не отслеживают.

Аналогичным образом, в некоторых вариантах осуществления для отслеживания хода процесса SoDOCP используется соотношение между массой осадка и изменением pH. В дополнительных вариантах осуществления для отслеживания хода процесса SoDOCP можно воспользоваться соотношением между массой осадка и изменением концентрации кальция и/или фосфата. В других вариантах осуществления процесс осуществляют в течение заданной длительности времени, а pH, концентрацию кальция и концентрацию фосфата не отслеживают.

В некоторых вариантах осуществления для высушивания покрытий из SoDHA можно использовать сверхкритическую текучую среду. Этот способ содержит замещение воды из покрытия органическим растворителем с его последующей экстракцией сверхкритической текучей средой. После образования покрытия из SoDHA выполняют замещение органическим растворителем путем погружения изделий с покрытием в органический растворитель на заданный период времени. После замещения органическим растворителем изделие с покрытием помещают в сосуд, в который вводят сверхкритическую текучую среду. Затем давление в сосуде снижают до атмосферного, при этом поддерживая температуру выше критической температуры для сверхкритической текучей среды. Таким образом, давление сверхкритической текучей среды снижается непосредственно от сверхкритического состояния до газообразного, что позволяет избежать действия капиллярных сил, способных вызывать трещины.

В некоторых вариантах осуществления органический растворитель представляет собой спирт. Например, органическим растворителем может быть метанол, этанол или изопропанол. В некоторых вариантах осуществления сверхкритическая текучая среда представляет собой сверхкритический CO₂ (ск CO₂).

Кроме того, в некоторых вариантах осуществления покрытия из SoDHA могут подвергаться условиям гидротермического переосаждения. После формирования покрытия из SoDHA покрытия можно помещать в раствор фосфата и нагревать. Данная гидротермическая обработка может выполняться при температурах от около 50°C до около 350 °C, от около 60°C до около 350 °C, от около 70°C до около 350 °C, от около 80°C до около 350 °C, от около 50°C до около 150 °C, от около 60°C до около 150 °C, от около 70°C до около 150 °C, от около 80°C до около 150 °C, от около 50°C до около 99 °C, от около 60°C до около 99 °C, от около 70°C до около 99 °C, от около 80°C до около 99 °C, от около 50°C до около 95 °C, от около 60°C до около 95 °C, от около 70°C до около 95 °C, от около 80°C до около 95 °C, от около 50°C до около 90 °C, от около 60°C до около 90 °C, от около 70°C до около 90 °C, от около 80°C до около 90 °C, от около 50°C до около 85 °C, от около 60°C до около 85 °C, от около 70°C до около 85 °C, от около 80°C до около 85 °C, от около 50°C до около 80 °C, от около 60°C до около 80°C или от около 70°C до около 80 °C. Покрытия могут подвергаться нагреванию в течение периодов времени от около 15 минут до около 24 часов, от около 15 минут до около 4 часов, от около 15 минут до около 3 часов, от около 15 минут до около 2 часов, от около 30 минут до около 24 часов, от около 30 минут до около 4 часов, от около 30 минут до около 3 часов, от около 30 минут до около 2 часов, от около 1 часа до около 24 часов, от около 1 часа до около 4 часов, от около 1 часа до около 3 часов, от около 1 часа до около 2 часов или около 2 часов.

Описанные в настоящем документе способы максимально увеличивают количество материала, который растет на субстрате, и сводят к минимуму количество, которое нарастает на поверхности из материала, гомогенно осаждаемого в суспензии. Кроме того, эти способы обеспечивают контролируемую предсказуемую скорость осаждения, позволяют получать пленки с высокой адгезией и когезией, а также однородную микроструктуру, которая разлагается равномерно и без высвобождения частиц. Предсказуемые скорости осаждения позволяют легко получать целевую толщину пленки. Способы также обеспечивают приемлемое покрытие пористых структур и приемлемы для различных геометрических форм имплантата.

Определения

В настоящем документе относительное пересыщение продукта (S) определяется следующим уравнением: S=[IAP/K_sp]^1/v, где IAP представляет собой ионную активность продукта, K_sp представляет собой постоянную растворимости продукта, а v представляет собой число ионов в элементарной формуле продукта.

В настоящем документе изменение свободной энергии Гиббса (dG), связанное с фазовым изменением, определяется следующим уравнением: dG=RT/v * ln[IAP/K_sp], где R представляет собой универсальную газовую постоянную, T представляет собой абсолютную температуру, IAP представляет собой ионную активность продукта, K_sp представляет собой постоянную растворимости продукта, а v представляет собой число ионов в элементарной формуле продукта.

В настоящем документе относительное пересыщение S равно (IAP/Ksp)^1/v.

В настоящем документе гомогенное осаждение или гомогенная нуклеация относятся к нуклеации твердой фазы из пересыщенного раствора, которая не вызвана инородной поверхностью, что приводит к появлению мутности в пересыщенном растворе для покрытия.

В настоящем документе гетерогенное осаждение или гетерогенная нуклеация относятся к нуклеации твердой фазы на фазе примеси из пересыщенного раствора, который по существу не имеет мутности в процессе осаждения.

В настоящем документе «фосфат октакальция», или «OCP», относится к фосфату кальция, который имеет формулу Ca₈(HPO₄)₂(PO₄)₄.

В настоящем документе пересыщенный раствор относится к раствору, в котором растворенное вещество содержится в неравновесной концентрации. Когда концентрация превышает точку насыщения, считается, что раствор пересыщен.

В настоящем документе «in vitro» в отношении исследований растворения означает исследование в физиологическом растворе с Трис-буферизованным солевым раствором при pH 7,4, как описано в ASTM F1926.

Пример 1. Активация CoCr путем осаждения атомного слоя пленок TiO₂

Пленки TiO2 были получены путем осаждения атомного слоя на поверхностях CoCr после пескоструйной обработки в компании Beneq (г. Хельсинки, Финляндия). Пленки получали из заготовок TiCl4 и H2O. Аморфные пленки получали при 90 °С, а кристаллические (Anatase плюс Rutile) пленки получали при 200 °С. Пленки активировали гидроксидом по способам, описанным в примере 3 (4 часа, 5 М NaOH, 60 °С). Аморфные пленки толщиной 500, 200, 100 и 50 нм (500A, 200A, 100A и 50A) и кристаллические пленки толщиной 500 и 200 нм (500 °C, 200 °C) оценивали на их способность к формированию покрытий из гидроксиапатита по способу SoDHA при применении номинальных концентраций, как дополнительно описано в примерах 5 и 6.

Масса покрытия из ГА на образцах находилась в диапазоне от около 6 мг до около 8 мг, как показано на Фиг. 1. Как аморфные, так и кристаллические пленки были способны к нуклеации ГА после активации сильным основанием. Эксперименты с получением покрытия показали, что осаждение происходило на осажденном кристаллическом оксиде титана, но с меньшими скоростями, чем наблюдались на травленом NaOH аморфном или кристаллическом оксиде титана.

На Фиг. 2 показано изображение сканирующей электронной микроскопии (СЭМ) активированной аморфной пленки толщиной 200 нм перед нанесением покрытия из ГА. На Фиг. 3 показано СЭМ-изображение активированной кристаллической пленки толщиной 200 нм перед нанесением покрытия из ГА. На аморфных пленках была заметна характерная для титаната топография. Пленки, полученные с толщиной более 100 нм, после обработки гидроксидом показывали цвета интерференции.

Спектры рентгеновской дифракции (XRD) под скользящим углом были получены для аморфных и кристаллических титановых покрытий толщиной 200 нм и 500 нм до и после активации NaOH. Спектры XRD для аморфных пленок показаны на Фиг. 4. Спектры XRD для кристаллических пленок показаны на Фиг. 5.

Пример 2. Электролитическое формирование пленок TiO₂ на сплаве CoCr

Готовили раствор электролита с 0,05 М TiCl₄ и 0,25 М H₂O₂ в растворителе - смеси метанол/вода (3/1% об.). pH раствора фиксировали в диапазоне от 0,9 до 1,0. Все химикаты имели чистоту ОСЧ. Для получения раствора электролита в растворитель медленно добавляли TiCl₄, а затем H₂O₂. Во время добавления H₂O₂ наблюдали немедленное изменение цвета от прозрачного до темно-оранжевого, что указывает на формирование перекисного комплекса. Электролиты после приготовления и измерения pH (при необходимости с регулировкой рН) хранили при температуре около 4 °C. Электроосаждение выполняли гальваностатическим способом до достижения желательной плотности заряда. Температуру фиксировали с помощью криостата на 0 °С. Для контроля плотности тока/заряда с одновременной записью кривых время - напряжение разрабатывали самодельную программу Labview (контролирующую источник питания Xantrex XDC 300-20). Приложенную плотность заряда фиксировали в диапазоне от 2,5 Кл/см² до 40 Кл/см². Плотность тока изменялась от -50 мА/см² до -50 мА/см².

Хорошую однородность пленки получали в 0,05 M TiCl₄, 0,5 M H₂O₂ в растворителе - смеси метанол/вода (3: 1% об.) (pH=0,97). Хороший рост наблюдали при напряжении -1,1 В в течение 1 часа при 60 °C. На Фиг. 6 представлено СЭМ-изображение, которое показывает гальванически осажденное в таких условиях титановое покрытие на субстрате CoCrMo.

Пример 3. Активация поверхности титана

Диски Ti6-4 диаметром 2,54 сантиметра (1 дюйм), покрытые пористым металлическим покрытием Gription производства компании DePuy, очищали и активировали на последующих стадиях. Диски устанавливали в контейнер с водой, полученной обратным осмосом (ОО), и щелочным детергентом и обрабатывали ультразвуком 2 раза в течение 15 мин. Затем диски устанавливали в контейнер только с водой ОО и обрабатывали ультразвуком 2 раза в течение 15 минут. 4 диска помещали в стакан объемом 500 мл и добавляли 200 мл 5 М NaOH. Диски помещали во вторичную упаковку, а поверх стакана надевали свободную крышку. Температуру стакана устанавливали на 60 °С и выдерживали в течение 4 часов. Диски извлекали из стакана и промывали в воде ОО, обрабатывали ультразвуком 4 раза в течение 15 минут. Диски оставляли на ночь в печи при 60°C для высушивания. Не было обнаружено влияния термообработки этого активационного слоя на склонность к усилению нуклеации и роста покрытий из СаР в способах, описанных в настоящем документе, а примеры, приведенные ниже, были выполнены без термообработки активированной поверхности. Эксперименты с покрытием показали, что осаждение происходило и на кристаллическом титане, но с меньшими скоростями, чем наблюдались на травленом NaOH аморфном титане.

Пример 4. Приготовление исходного раствора

Концентрат и исходные растворы для нанесения покрытия из ГА на диски диаметром 2,54 сантиметра (1 дюйм) в 1-литровом сосуде были приготовлены на последующих стадиях.

Приготовили раствор 36 мМ Ca. Брали чистую 2-литровую бутыль, и в бутыль помещали стержень магнитной мешалки. Отвешивали 8,50194 г Ca(NO₃) и насыпали в 2-литровую бутыль. Бутыль продували аргоном в течение 3-5 минут. В бутыль добавляли 1000 мл деионизированной (ДИ) воды с удельным сопротивлением 18 МОм или выше. Бутыль помещали на плиту с мешалкой и перемешивали содержимое до полного растворения Ca(NO₃). Раствор фильтровали, применяя вакуумный фильтр 0,22 мкм для клеточных культур (компания Corning, объем воронки 1000 мл; приемник: 90 мм; размер пор: 0,22 мкм; PES, № 431098).

Приготовили раствор 40 мМ фосфата (P_i). Брали чистую 2-литровую бутыль, и в бутыль помещали стержень магнитной мешалки. Отвешивали 5,444 г KH₂PO₄ и насыпали в 2-литровую бутыль. Отвешивали 19,0387 г Трис и 273,675 г NaCl и добавляли в бутыль. Бутыль продували аргоном в течение 3-5 минут. Добавляли 898,1 мл ДИ воды с сопротивлением 18 MОм или выше. С помощью ручной пипетки в бутыль добавляли 5,8 мл 6 н. HCl. Бутыль помещали на плиту с мешалкой и перемешивали содержимое до полного растворения Трис, NaCl и KH₂PO₄. Конечный объем раствора составлял 1 л, а pH раствора составлял приблизительно 8,23 при 25 °C. При необходимости pH можно регулировать до этой величины с помощью HCl или NaOH. Раствор фильтровали, применяя вакуумный фильтр 0,22 мкм для клеточных культур (компания Corning, объем воронки 1000 мл; приемник: 90 мм; размер пор: 0,22 мкм; PES, № 431098).

Приготовили 495,3 мл исходного раствора 2,0787 мМ Ca. Ранее приготовленный раствор 36 мМ кальция помещали на плиту с мешалкой и перемешивали в течение пяти минут. Чистую 1-литровую бутыль продували аргоном. С помощью пипетки добавляли 28,6 мл раствора 36 мМ кальция. Добавляли 466,7 мл ДИ воды с сопротивлением 18 MОм или выше.

Приготовили 500 мл исходного раствора 2,5690 мМ P_i. Ранее приготовленный раствор 40 мМ фосфата помещали на плиту с мешалкой на пять минут. Чистую 1-литровую бутыль продували аргоном. С помощью пипетки добавляли 32,112 мл раствора 40 мМ фосфата. Добавляли 467,888 мл ДИ воды с сопротивлением 18 MОм или выше.

Приготовили раствор 1,7792 мМ Ca. Ранее приготовленный раствор 36 мМ кальция помещали на плиту с мешалкой и перемешивали в течение пяти минут. Чистую 1-литровую бутыль продували аргоном. Для достижения желательной концентрации смешивали раствор 36 мМ кальция и ДИ воду с сопротивлением 18 MОм.

Приготовили 500 мл раствора 2,2262 мМ P_i. Ранее приготовленный раствор 40 мМ фосфата помещали на плиту с мешалкой на пять минут. Чистую 1-литровую бутыль продували аргоном. Для достижения желательной концентрации смешивали раствор 40 мМ фосфата и ДИ воду с сопротивлением 18 MОм.

Пример 5. Нанесение покрытия из ГА осаждением из раствора в сосуде объемом 1 л

На титановые купоны диаметром 2,54 сантиметра (1 дюйм), покрытые пористым металлом, наносили покрытие. Для 1-литрового сосуда с рубашкой была предусмотрена крышка для обеспечения газовой защиты Ar в процессе осаждения. В 1-литровый сосуд с рубашкой добавляли 500 мл исходного раствора 2,569 мМ фосфата, приготовленного по примеру 4, и сосуд помещали на плиту с мешалкой. Стержень мешалки вращался со скоростью 200 об/мин. Затем в сосуд наливали 495,3 мл исходного раствора 2,0787 мМ Ca, приготовленного по примеру 4. Общий объем при 25°C составлял 1 л вследствие расширения объема, связанного с разбавлением NaCl. pH раствора составил 7,68; dG (OCP) составляла приблизительно 3,25, а dG (ГА) составляла приблизительно 8,24. Относительные SS для ОСП и ГА составляли около 3,3 и 22,5 соответственно в начале процесса покрытия. Нагретую воду для бани пропускали через сосуд с рубашкой, и температура раствора достигала 47 °C. Температуру контролировали с точностью 0,5 °C. Датчики температуры калибровали по резистивному датчику температуры (RTD), отслеживаемому по NIST. Травленые (активированные) диски помещали в крепления, которые позволяли подвешивать диски в 1-литровом сосуде с рубашкой. После покрытия диски переносили в первый контейнер с ДИ водой и оставляли для замачивания на 1 минуту. Затем диски переносили из первого контейнера во второй контейнер с ДИ водой и оставляли для замачивания на 1 минуту. После этого диски переносили из второго контейнера в третий контейнер с ДИ водой и оставляли для замачивания на 1 минуту. После замачивания диски переносили на лоток с 6 лунками и помещали для высушивания в печь при 60°C на 60 мин.

Пример 6. Валидация полномасштабного процесса

Номинальный процесс, описанный в примере 5, повторяли в «полномасштабной» системе, показанной на Фиг. 7. Полномасштабная система выполнена с возможностью охвата до 40 вертлужных чашек или 16 стержней бедренной кости в одном цикле покрытия из одного или более сеансов покрытия. Ряд циклов покрытия проводили с использованием как стандартных стержней бедренной кости TriLock BPS производства компании DePuy, так и стержней, модифицированных для вставки купонов диаметром 2,54 сантиметра (один дюйм) (см. Фиг. 19) при номинальных, а также+и - предельных параметрах процесса. Предельные параметры определяли как+и - 2% концентраций Ca и фосфата и ± 0,06 ед. pH. Покрытия характеризовали различными способами, как описано в примерах.

Пример 7. Нанесение покрытия из OCP осаждением из раствора

Процесс, описанный в примере 5, повторяли в 1-литровом сосуде, за исключением следующих модификаций. Раствор 1,7779 мМ Ca применяли вместо раствора 1,0284 мМ Ca, а раствор 2,2262 мМ P_i применяли вместо раствора 1,2730 мМ P_i. pH раствора P_i был таким, чтобы после комбинирования растворов Ca и P_i полученный раствор имел pH 7,000. Процесс нанесения покрытия повторяли при разной длительности общего времени осаждения с образованием масс экспериментальных покрытий, показанных на Фиг. 11. Образцы характеризовали с помощью XRD, как описано в примере 11.

Пример 8. Применение dpH для отслеживания процесса

Отслеживали pH и массу осадка в процессе SoDHA, описанном в примере 5, при номинальных значениях, в процессе SoDHA, описанном в примере 5, - при номинальных значениях без Трис, в процессе SoDHA, описанном в примере 5, - при номинальных значениях с 5 мМ Трис, в процессе ОСР, описанном в примере 7, и в процессе ОСР, описанном в примере 7, - с 5 мМ Трис. Соотношение между pH и количеством осадка можно масштабировать в разных объемах раствора и при разных значениях буферной силы с применением программы термодинамики растворов, такой как Chemist версии 1.0.3 компании Micromath Scientific Software, 9202 Litzsinger Road Saint Louis, Missouri 63144. Этим соотношением между изменением pH и количеством осажденной фазы можно воспользоваться для отслеживания процесса, чтобы подтвердить формирование целевого количества осадка. На основании соотношений, представленных в таблице 2, был составлен табличный калькулятор для вычисления концентрации и активности реагентов в зависимости количества осажденной фазы СаР. Фазы CaP, которые можно моделировать с помощью этого калькулятора, содержат стехиометрический ГА, стехиометрический OCP, нестехиометрический CDHA, а также смеси ГА или CDHA с OCP. Для каждого приращения осажденной фазы СаР вводили сниженные концентрации реагента в программу Chemist, которая рассчитывает pH системы на основании типа буферного раствора и анализируемых уровней. На Фиг. 11 показаны предсказанные и экспериментальные графики pH в зависимости от общего количества мг осажденного СаР, которые содержат:

1) CDHA с формулой Ca_10-x(PO₄)_6-x(HPO₄)_x(OH)_2-x, где x=до 1,0

a) без буферного раствора ТРИС

b) с 5 мМ буферным раствором ТРИС

2) смесь 80% OCP и 20% CDHA при x=1,5 с 5 мМ ТРИС.

Экспериментальные значения на этом графике взяты из образцов, приготовленных по примерам 5 и 7.

Пример 9. Характеризация покрытия из ГА

На Фиг. 8 показано изображение сканирующей электронной микроскопии (СЭМ) покрытия из ГА, осажденного с помощью процесса SoDHA, на плоском титановом диске при увеличении 15 000х. На Фиг. 9 и 10 показано изображение сканирующей электронной микроскопии (СЭМ) покрытия из ГА, осажденного с помощью процесса SoDHA, на пористой структуре врастания (Gription) при увеличении 100х и 400х соответственно. Видно, что покрытие из ГА на всей поверхности диска было непрерывным.

На Фиг. 12 показано влияние субстратов, имеющих различные площади поверхности (мм²), на скорость осаждения (мг/ч) при фиксированных dG, температуре и скорости перемешивания. Материалы были покрыты ГА при номинальных значениях в полномасштабной системе осаждения с применением номинальных условий, как описано в примере 5. Можно видеть, что скорость покрытия уменьшается по мере увеличения площади поверхности. Этой тенденцией можно воспользоваться для оценки времени покрытия на основании площади поверхности данного субстрата.

Плотность объектов ГА и ОСП близки друг другу и составляют около 3,1 г/см³. Отложения из ГА, полученные при номинальных значениях по примеру 5, весили 7 мг на плоских купонах, имели площадь поверхности 5,07 см² и имели толщину около 7 мкм, что соответствует фактической плотности около 1,97 г/см³ и пористости около 36%.

На Фиг. 13 представлен график, показывающий скорость покрытия при различных исходных значениях dG для формирования пленок OCP по примеру 7. Можно видеть, что корреляция между dG и скоростью покрытия усилилась при 47 °С по сравнению с 48 °С. Без стремления к ограничению теорией считается, что эта тенденция является следствием снижения скоростей осаждения при высоких значениях dG вследствие осаждения в растворе, а не на имплантате.

Пример 10. Характеризация полномасштабного процесса

Покрытия, полученные в соответствии с процессом в полномасштабной системе по примеру 5 при номинальных и предельных значениях процесса, соответствовали следующим спецификациям:

масса покрытия: от 0,08 до 0,12 мг/мм² проекции площади поверхности

% кристаллического ГА в анализе по Ритвельду: > 70%

% аморфного фосфата кальция: < предела обнаружения с помощью DSC, как описано в примере 14.

Параметры размеров кристаллита в XRD:

1/β (200) 1,63 +- 0,13

1/β (002) 4,15 +- 0,10

1/β (210) 1,5 +- 0,10

Адгезия при растяжении по определению в соответствии с ASTM F1147 (измеренная на плоской поверхности после пескоструйной обработки): > 68 МПа; отношение Ca/P: от 1,39 до 1,65

На Фиг. 14-18 представлены сводные данные, полученные в полномасштабной системе, по оценкам при номинальных и предельных условиях процесса. Во всех случаях интервалы ошибок равны 3 стандартным отклонениям данных.

На Фиг. 14 показано соотношение Ca/P для материалов с покрытием из ГА, полученным в полномасштабной системе путем осаждения по примеру 6, при номинальных и предельных параметрах процесса. Отношение Ca/P определяли способами влажной химии. «NIST» относится к стандартному гидроксиапатиту Национального института стандартов и технологий.

На Фиг. 15 показана кристалличность покрытий по XRD для материалов с покрытием из ГА, полученным в полномасштабной системе путем осаждения по примеру 6, при номинальных и предельных параметрах процесса. Кристалличность определяли на основании площадей под выбранными пиками дифракции покрытия и сравнивали с площадями тех же пиков у высококристаллического стандарта NIST. Непоказанный остаток материала не является аморфным, как обнаружено в слоях PSHA. Значение кристалличности менее 100% отражает малые размеры зерен в пленках и тот факт, что границы зерен беспорядочны и значительно не влияют на площади пиков дифракции. Содержание аморфного материала определяется с помощью DSC.

На Фиг. 16 показана процентная доля ГА как кристаллического материала из всех кристаллических материалов на покрытых ГА субстратах, полученных осаждением в полномасштабной системе по примеру 6. Иными словами, это показатель фазовой чистоты пленок.

На Фиг. 17 показана адгезия при растяжении по определению по ASTM F1147 в пленках ГА, полученных путем осаждения в полномасштабной системе по примеру 6.

На Фиг. 18 показана адгезия при сдвиге по определению по ASTM F1044 в пленках ГА, полученных путем осаждения в полномасштабной системе по примеру 6.

Пример 11. Характеризация с помощью XRD

В данном примере с помощью XRD характеризовали ГА, осажденный с помощью процесса SoDHA, полученный путем осаждения в полномасштабной системе по примеру 6, и покрытия SoDOCP, полученные по примеру 7. Оба покрытия получали с применением номинальных условий.

Титановые диски (диаметром 1 дюйм) обрабатывали в креплениях, показанных на Фиг. 19. Эти крепления были изготовлены из имплантатов стержня бедренной кости Tri-Lock BPS с размерами 7 и 8 компании DePuy. Диски удерживаются в углубленных отверстиях установочными винтами из нержавеющей стали.

Диски (с креплениями) активировали по примеру 3, за исключением того, что применяли 2,5 н. NaOH при 45 °С в течение 4 часов перед нанесением покрытия в полномасштабном технологическом устройстве. Всего 16 плоских дисков покрывали в 8 креплениях в течение двух двухчасовых сеансов покрытия.

Анализировали четыре покрытых таким образом диска. Наложенные графики XRD (Фиг. 20А и 20В) показывают, что покрытие из ГА представляет собой фазу чистого ГА (до пределов обнаружения рентгеновского оборудования) и что покрытие из ГА было сильно текстурировано в ориентации кристаллов (002). На Фиг. 20В показан пик 2θ от 25 до 27°. Наложенные сканы XRD для дисков с таким покрытием из ГА, осажденного с помощью процесса SoDHA, измеряли с вычислением фона и его исключением с помощью программы Panalytical X'Pert. Следует также отметить, что эти наблюдения согласуются с дисками, активированными при более агрессивном воздействии 5 н. NaOH при 60 °C.

Соскобленные порошки ГА, осажденного с помощью процесса SoDHA, анализировали порошковой рентгеновской дифракцией (XRD) с помощью анализа по Ритвельду, как показано на Фиг. 21А. Соскабливание покрытого ГА материала до самого субстрата Ti выполняли с осторожностью, чтобы чрезмерно не загрязнить порошок титаном. Вследствие относительно малой массы порошка (6-8 мг) на каждом из покрытых плоских субстратов было желательно соскоблить 6 субстратов, чтобы получить приблизительно 15 мг порошка SoDHA. Масса SoDHA и кварцевого стандарта, примешиваемого в качестве внутреннего стандарта, представлена в таблице 3. Скомпилированные сканы XRD (1 порошок, 3 повтора) показаны для ГА, осажденного с помощью процесса SoDHA, на Фиг. 21А.

Таблица 3. Расчетные % масс. кварца и ГА, осажденного с помощью процесса SoDHA, в полученном порошке

Масса соскобленного порошка SoDHA (мг)	Масса кварцевого стандарта (мг)	% масс. SoDHA	% масс. кварца
22,6	5,5	80,43	19,57

Результаты, представленные в таблице 4, показывают измеренное содержание кристаллического ГА, равное 80,28%. Следует отметить, что пик 100% интенсивности фосфата октакальция (OCP) (010), который появляется при 2θ 4,72° в случайно ориентированном порошке, не наблюдался ни на одной из записей порошковой XRD ГА, осажденного с помощью процесса SoDHA. Таким образом, сделано заключение о том, что OCP практически отсутствует в соскобленных порошках ГА, осажденного с помощью процесса SoDHA, а любой OCP, рассчитанный по модели Ритвельда, по-видимому, является артефактом фоновой кривой XRD под углами, приближающимися к 2θ 3° (Фиг. 21В).

Таблица 4. Кристаллографический состав в анализе по Ритвельду

Цикл XRD	ГА (% масс.)	Кристалло-графически беспорядочный компонент (% масс.)	С компенсацией содержания кварца	Содержание ГА	Кристаллогра- фически беспорядочное содержание
ГА (% масс.)	Кристаллогра- фически беспорядочный компонент (% масс.)	Средн. (% масс.)	Станд. откл.	Средн. (% масс.)	Станд. откл.
1	62,6	16,9	77,96	21,05	80,28	2,19	19,22	1,75
2	64,7	15,3	80,57	19,05
3	66,1	14,1	82,32	17,56

В таблице 5 показаны измеренные значения 2θ° вместе со значениями относительной интенсивности различных пиков по определению с помощью XRD в образцах ГА. Фон рассчитывали и исключали с помощью программного обеспечения Panalytical X'Pert. Пиковые индексы XRD для стандартных порошков ГА (PDF номер 09-0432) вставлены для справки. Относительную интенсивность каждого пика рассчитывали как процентную долю от наиболее интенсивного пика в скане. Следует отметить, что не все пики, опубликованные NIST в данных SRM, наблюдались в таком покрытии из ГА, осажденного с помощью процесса SoDHA, вследствие предпочтительной ориентации в покрытии. Также следует отметить, что пик 100% интенсивности в случайно ориентированном порошке представляет собой пик (211), который появляется на 2θ, равном 31,76°, (опубликованный NIST в данных SRM 2910a), а пик 100% интенсивности, наблюдаемый на таком покрытии дисков из ГА, осажденного с помощью процесса SoDHA, представляет собой пик (002) (а также пик (004) на 2θ 53,14°), который появляется на 2θ, равном 25,89° (Фиг. 22). Повышенная интенсивность пика (002) указывает на высокую ориентированность кристаллов ортогонально плоскости (002).

Таблица 5. Пики XRD по SoDHA

d	2θ	Относительная интенсивность (%)
002	25,89 ± 0,02	100
102	28,13 ± 0,02	15,5-16,5
211	31,75 ± 0,02	27-28
112	32,17 ± 0,02	50,5-60,5
202	34,05 ± 0,02	19-20
213	49,51 ± 0,02	16,5-17,5
004	53,29 ± 0,02	14-15

Было определено, что образцы SoDHA имеют средние размеры кристаллита, показанные в таблице 6.

Таблица 6. Размеры кристаллита SoDHA

Образец	Средний размер кристаллита τ (нм)
τ ГА (200)	τ ГА (002)	τ ГА (210)
Номинальный	20,50	68,61	49,19

Наложение спектра XRD покрытий OCP показано на Фиг. 23. В таблице 7 показано измеренное значение 2θ° вместе с относительной интенсивностью каждого пика после расчета и исключения фона. Относительную интенсивность каждого пика рассчитывали как процентную долю от наиболее интенсивного пика в скане.

Таблица 7. Пики XRD покрытия из ОСР, осажденного с помощью процесса SoDOCP

d-расстояние	2θ	Относительная интенсивность (%)
0 1 0	4,67±0,02	6-21
-1 0 -1	15,98±0,02	4-11
0 0 2	26,01±0,02	100
2 4 1	28,14±0,02	5-11
0 -3 2	29,14±0,02	6-12
2 6 0	31,57±0,02	5-13

Следует отметить, что пик 100% интенсивности в случайно ориентированном порошке представляет собой пик (010), который появляется на 2θ, равном 4,72° (опубликованный в данных JCPDS 00-026-1056), а пик 100%-й интенсивности, наблюдаемый на таком покрытии дисков из OCP, осажденного с помощью процесса SoDHA, представляет собой пик (002), который появляется на 2θ, равном 26,00°. Повышенная интенсивность пика (002) (а также пика (004) на 2θ, равном 53,5°) указывает на высокую ориентированность кристаллов в плоскости (002).

Пример 12. Характеризация с помощью FTIR

Для ГА, осажденного с помощью процесса SoDHA, полученного по примеру 5, был получен спектр FTIR. Спектр FTIR показан на Фиг. 24.

Пример 13. Растворение

Скорости растворения покрытия из SoDHA и эталонного материала гидроксиапатита NIST определяли путем помещения образцов в Трис-буферизованные солевые растворы при pH 7,4 и измерения изменения концентрации кальция. На Фиг. 25 показаны результаты растворения для покрытия из ГА, осажденного с помощью процесса SoDHA, а на Фиг. 26 показаны результаты растворения для стандарта NIST. Тогда как образец NIST прекратил высвобождать кальций после менее двух часов, образец SoDHA высвобождал кальций в течение более 20 часов без четкого плато растворения.

Пример 14. Дифференциальная сканирующая калориметрия (DSC)

Ранее были проведены исследования методом дифференциальной сканирующей калориметрии (DSC) для прямого наблюдения и качественной оценки термической рекристаллизации аморфных фаз фосфата кальция в материалах гидроксиапатита, нанесенных плазменным напылением. Сообщалось о том, аморфный фосфат кальция рекристаллизуется посредством ряда экзотермических реакций, которые происходят при разных температурах (в пределах диапазона от 500°C до 750°C) и с разными амплитудами в зависимости от изменений параметров плазменного напыления (например, мощности плазмы, скорости подачи, толщины покрытия и т. д.). Реакции наблюдаются по экзотермическому пику при приблизительно 500-550 °С (кристаллизация богатых гидроксильными группами аморфных областей в материале), экзотермическому пику при приблизительно 600-650°C (диффузия гидроксильных ионов в обедненные гидроксилами области) и экзотермическому пику при приблизительно 720-750°C (кристаллизация фазы оксиапатита).

В данном примере DSC применяли для наблюдения за фазовыми переходами (например, рекристаллизацией), которые могут происходить в материалах из гидроксиапатита/фосфата кальция вследствие примесей и/или аморфных фаз при нагревании до 725 °С.

Осажденные из раствора порошки ГА, осажденного с помощью процесса SoDHA, полученные по примеру 5, соскабливали с плоских купонов-свидетелей из Ti64. Каждый порошковый материал испытывали как минимум 3 раза с помощью DSC. Площади пиков и положения пиков (от 550 до 710 °С) измеряли с помощью программного обеспечения для анализа DSC Pyris для всех образцов порошка, а также рассчитывали значения энергии рекристаллизации (Дж/г).

Анализ DSC порошков SoDHA, соскобленных с покрытых титановых купонов-свидетелей, который не показывает различимых экзотермических пиков при нагревании, показан на Фиг. 27.

В интересующей области, т. е. от 550°C до 710°C, не были заметны экзотермические пики на кривых нагревания DSC, построенных для соскобленных порошков SoDHA, что указывает на весьма малое количество или даже отсутствие стекловидных аморфных фаз. На основании полученных кривых DSC испытуемые порошки SoDHA содержали менее 2% масс. стекловидного аморфного материала. Также отметили, что порошки SoDHA на выходе после анализа с помощью DSC имели серый цвет, что указывает на содержание малого количества титана, снятого с субстратов при соскабливании и впоследствии окисленного во время испытания DSC.

Пример 15. Исследование на собаках

Цель исследования на собаках заключалась в оценке влияния покрытий из фосфата кальция, осажденных на доступном в продаже титановом пористом имплантате, на фиксацию имплантата. Характеристики фиксации оценивали посредством испытания силы выталкивания на поверхности костного имплантата и гистоморфометрического исследования врастания кости, прирастания кости и заживления кости в области зазора. В данном исследовании характеристики покрытий из фосфата кальция сравнивали с пористыми имплантатами без покрытия и с такими же пористыми имплантатами с доступным в продаже покрытием из гидроксиапатита, полученным плазменным напылением.

Имплантаты помещали в цилиндрические дефекты, создаваемые в губчатой кости девяти крупных собак смешанной породы со зрелым скелетом. Собак выбрали в качестве модели для испытания, поскольку структура собачьей кости очень похожа на кость человека. Места имплантации, выбранные для данного исследования, дают большой объем губчатой кости. В данное исследование были включено в совокупности 9 собак. Собаки, полученные от Ветеринарного благотворительного фонда (VBF) (г. Мэдисон, штат Джорджия, США), были приобретены в компании Antech, Inc. Собаки были смешанной породы. Девять собак имели возраст приблизительно от 1 года до 3 лет в момент включения в исследование и весили от 25 до 31 кг. Все собаки, включенные в исследование, были интактными самцами, за исключением одной самки. Все девять собак считались здоровыми по прибытии в VBF. Во время осмотра перед операцией в Институте прикладных исследований им. св. Иосифа (SJTRI) явных аномалий обнаружено не было.

Влияние этих покрытий на фиксацию имплантата оценивали как с зазором 1 мм, так и с линейным или точным прилеганием, поскольку они представляют собой выбор из сценариев прилегания имплантата к кости хозяина, которые встречаются в процедурах полной замены сустава у человека. Каждому животному создавали по четыре дефекта в губчатой кости с созданием расположенных рядом областей с прилеганием по линии и через радиальный зазор 1 мм между имплантатами диаметром 6 мм с пористой поверхностью с покрытием и костью хозяина. Эти дефекты создавали билатерально в проксимальной части плечевой кости и дистальной части бедренной кости. У каждого животного дополнительно создавали два дефекта в губчатой кости дистальнее первого дефекта в плечевой кости билатерально, чтобы поместить отдельный имплантат с прилеганием через радиальный зазор 1 мм. Это выполнялось вследствие ограниченного числа анатомических мест, приемлемых для имплантации расположенных рядом имплантатов в данной модели.

Имплантировали следующие испытуемые изделия:

Gription™ с покрытием из ГА, осажденного с помощью процесса SoDHA (версия процесса покрытия SoDHA с ГА), длиной 10 мм, длиной 11 мм, диаметром 6 мм;

Gription™ с покрытием из ОСР, осажденного с помощью процесса SoDHA (версия процесса покрытия SoDHA с фосфатом октакальция), длиной 10 мм, длиной 11 мм, диаметром 6 мм

Gription™ без покрытия длиной 10 мм, длиной 11 мм, диаметром 6 мм

Gription™ Plasma Spray HA (покрытие ГА плазменным напылением) длиной 10 мм, длиной 11 мм, диаметром 6 мм

С животными в настоящем исследовании обращались в соответствии с требованиями Акта о благополучии животных. Соответствие требованиям обеспечивали на основании стандартов, изложенных в Guide for the Care and the Use of Laboratory Animals, ILAR, National Academy Press, редакция 1996 г. Поведение, внешний вид, мочеиспускание, дефекацию, дыхание, питание и подвижность животных оценивали ежедневно.

Помещения для собак соответствовали регламенту AR020 «Режим ухода за собаками». Собак содержали в клетках с дорожками из нержавеющей стали и площадью пола приблизительно 2 квадратных метра (приблизительно 24 квадратных фута). Полы были возвышены, выполнены из растянутой сетки с виниловым покрытием и являются съемными для возможности проведения санитарной обработки. Клетки мыли из шланга дочиста по меньшей мере один раз в день или при необходимости чаще во избежание скопления экскрементов. Животные могли оставаться на месте во время ежедневной уборки, причем принимали меры для того, чтобы животные оставались сухими. Все моющие или дезинфицирующие средства, применяемые в виварии, были обозначены как «Безопасные для пищевых продуктов» по USDA (Министерство сельского хозяйства США) и одобрены к применению участковым ветеринаром.

Санитарную обработку клеток и помещений для содержания выполняли с помощью моечного аппарата высокого давления или другого одобренного оборудования через каждые 2-6 недель (частота на основании биологического мониторинга). Во время санитарной обработки животных выводили из клеток во избежание попадания на них горячей воды или дезинфицирующих растворов. Все поверхности клетки и помещение после обработки дезинфицирующими растворами тщательно промывали.

Животных акклиматизировали так, как изложено в регламенте AR045 «Карантин, акклиматизация, стабилизация и регистрация». В разделе 6.1.4 регламента AR045 указано: «Собак, полученных от дилеров класса A по USDA, выдерживают для акклиматизации в течение приблизительно 3 дней. Карантин не требуется». В соответствии с AR045 собаки были получены от одного продавца и размещались раздельно и в другом месте. Животных содержали в течение по меньшей мере 2 дней для физиологической стабилизации перед хирургической процедурой имплантации.

В соответствии с AR020 «Режим ухода за собаками» собакам давали корм в количествах, соответствующих их весу и активности, по регламентам USDA и Национального совета по исследованиям. Все корма давали в мисках из нержавеющей стали. Животных, которым не проводили процедуры, кормили по меньшей мере один раз в день. Животные, которым проводили процедуры, голодали 12-24 часа перед процедурой. Не использовали известных загрязняющих веществ, которые, как считается, влияют на достоверность исследования.

Подопытные животные имели свободный доступ к чистой пресной воде в соответствии с AR020 «Режим ухода за собаками». Не использовали известных загрязняющих веществ, которые, как считается, влияют на достоверность исследования.

Всем животным, подвергаемым хирургическим процедурам, вводили лекарственные средства для анестезии в соответствии с регламентом AR006 «Применение седативных, анальгетических и анестезирующих средств». При имплантации животные получали представленные ниже лекарственные средства, как указано в таблицах 8a-8c.

Таблица 8a. Лекарственные средства для всех животных перед операцией

Лекарственное средство	Доза	Продолжительность
Карпрофен	100 мг в/м	Во время седации
Атропин	1 мг в/м	Во время седации
Гидроморфон	2,5 мг в/м	Во время седации
Пропофол	100-300 мг в/в	Во время введения
Дексмедетомидин	0,25-0,5 мг в/в	По потребности, во время седации
Атипамезол	2,5-5 мг в/в или в/м	По потребности, для противодействия дексмедетомидину

Таблица 8b. Лекарственные средства во время операции

Лекарственное средство	Доза	Продолжительность
Изофлуран	1,0-3,5%	Во время процедуры имплантации
Цефазолин	1000 мг в 250 мл 0,9% солевого раствора, инфузия с постоянной скоростью (CRI) 10 мг/кг/ч	Во время процедуры имплантации
Раствор Рингера с лактатом и/или NaCl	5 мл/кг/ч в/в	Во время процедуры имплантации
Цефазолин	500 мг в/в	После CRI, каждые 90 минут во время процедуры имплантации
Атропин	1-2 мг в/в	По потребности, при брадикардии

Таблица 8c. Лекарственные средства после операции

Лекарственное средство	Доза	Продолжительность
Гидроморфон	2,5 мг в/м	Сразу же после операции
Бупренорфин	0,3-0,45 мг в/м	Дважды в сутки в первые 24 часа
Карпрофен	50-75 мг в/м или п/о	Дважды в сутки в течение 4 суток, затем по потребности при боли
Цефалексин	1000 мг в/м или п/о	Дважды в сутки в течение 4 суток

Во время операции у всех собак наблюдали сердечный ритм, дыхание, пульсовую оксиметрию для оценки насыщения кислородом, выход углекислого газа, температуру тела и электрокардиографию по отведениям с конечностей.

Ипсилатеральные переднюю и заднюю конечности готовили и асептически перевязывали для операции. Разрез кожи длиной 10 см проводили по краниолатеральной стороне плечевого сустава, начиная от акромиона и до проксимальной трети плечевой кости. Кровотечение контролировали электрокаутером. Поверхностную фасцию рассекали вдоль той же плоскости. Акромиальную головку дельтовидной мышцы подрабатывали, мобилизовали и каудально оттягивали. Непосредственно дистально от бугристости малой круглой мышцы, на краниолатеральной плоской поверхности проксимальной части плечевой кости, при помощи дрели с питанием от батареи размещали направляющий штифт 2,4 мм, ориентированный в несколько проксимальном направлении от 90 градусов к поверхности кости. Положение штифта оценивали рентгеноскопически. При необходимости вносили изменения. Затем с помощью направителя дрели по направляющему штифту размещали второй направляющий штифт 2,4 мм на 17 мм дистальнее и параллельно первому штифту. После этого с помощью расточного трубчатого сверла рассверливали проксимальный направляющий штифт 2,4 мм для создания ступенчатого или рассверленного цилиндрического дефекта диаметром 6/8 мм и длиной приблизительно 24 мм. Затем с помощью трубчатого сверла 8 мм рассверливали дистальный направляющий штифт 2,4 мм для создания дефекта глубиной приблизительно 14 мм. Во время медленного сверления применяли орошение физиологическим раствором, чтобы уменьшить термический некроз от трения сверла. Каждый дефект осторожно промывали для удаления костных обломков. Надкостницу, непосредственно окружающую каждый дефект, обрезали с отступом 1-2 мм во избежание ее попадания в дефект в процессе размещения испытуемого изделия.

В два дефекта плечевой кости имплантировали испытуемое/контрольное изделия так, чтобы внешний конец имплантата помещался сразу под кортикальной поверхностью. Первый имплантат диаметром 6 мм помещали в участок диаметром 6 мм верхнего плечевого дефекта, чтобы создать линейное или точное прилегание между имплантатом и цилиндрической стенкой дефекта кости. Затем второй имплантат диаметром 6 мм помещали в участок диаметром 8 мм верхнего плечевого дефекта после предварительной установки титановых втулок диаметром 8 мм на концах имплантата. Имплантат диаметром 6 мм с втулками диаметром 8 мм помещали в нижний дефект диаметром 8 мм в проксимальной части плечевой кости. После имплантации эти втулки создавали непрерывный радиальный зазор 1 мм между пористой поверхностью с покрытием имплантата и дефектом кости. Эти втулки добавляют по 1 мм длины с каждого конца имплантата с радиальным зазором в сборе. Более толстые (2 и 3 мм) втулки также применяли для сборки с боковой стороны имплантата с радиальным зазором, чтобы обеспечить контакт втулок с кортикальной костью для механической поддержки и при необходимости ограничения послеоперационного кровотечения. Испытуемые изделия помещали в проксимальный и дистальный дефекты, а их положения регистрировали рентгеноскопически.

После этого раны орошали и закрывали в 3 слоях, стараясь, насколько это возможно, не допускать мертвого пространства. Глубокий слой и подкожные слои закрывали с помощью нитей Vicryl 3-0. Закрытие завершали нитями Vicryl 4-0 по субкутикулярной схеме.

После асептической подготовки подвешенной ноги с наложением барьерной пленки Ioban проводили разрез кожи на 8 см по латеральной стороне коленного сустава с той же стороны, по центру через надмыщелок. Кровотечение контролировали электрокаутером. Фасцию двуглавой мышцы разрезали и оттягивали вдоль той же плоскости, что позволяло разрезать суставную капсулу. На дистолатеральной поверхности бедренной кости, несколько краниальнее и проксимальнее от начала боковой коллатеральной связки, определили область. Направляющий штифт 2,4 мм размещали под углом 90 градусов к длинной оси бедренной кости. Положение штифта оценивали рентгеноскопически и при необходимости вносили изменения. Затем с помощью расточного трубчатого сверла диаметром 6/8 мм рассверливали латерально-медиальный цилиндрический дефект глубиной 24 мм. Во время и после сверления выполняли орошение физиологическим раствором, как описано ранее. Надкостницу, непосредственно окружающую цилиндрический дефект, обрезали перед размещением испытуемого изделия. Имплантат диаметром 6 мм помещали в участок диаметром 6 мм дефекта, чтобы создать точное прилегание между имплантатом и стенкой дефекта кости. Второй имплантат диаметром 6 мм помещали в участок диаметром 8 мм дефекта после установки втулок диаметром 8 мм на каждый конец имплантата, создавая область прилегания через радиальный зазор 1 мм между имплантатом и стенкой дефекта. После помещения испытуемого изделия положение имплантата регистрировали рентгеноскопически. После орошения раны суставную капсулу закрывали с помощью нитей PDS 2-0 PDS, а глубокую фасцию закрывали нитями 0-PDS по простой прерывистой схеме. Закрытие подкожного и внутрикожного слоя выполняли с помощью Vicryl 3-0.

С каждой стороны имелись два места имплантации. На проксимальной плечевой кости размещали ГА, осажденный с помощью процесса SoDHA, и Gription, как показано на Фиг. 28. На проксимальной части плечевой кости верхний (более проксимальный) и нижний (более дистальный) были относительными положениями двух дефектов, разнесенных на расстояние 17 мм между их центрами. На дистальной части бедренной кости размещали ГА, осажденный с помощью процесса SoDHA, и ГА, осажденный плазменным напылением, как показано на Фиг. 29. Все имплантаты были размещены успешно.

Собаку переворачивали на другой бок и после асептической подготовки и стерильной перевязки повторяли идентичные процедуры на контралатеральных передних и задних конечностях.

Наблюдение за животными осуществляли по меньшей мере один раз в день и в соответствии с ARO 11 «Оценка и документация состояния здоровья и благополучия животных». В частности, собаки имели общие оценки состояния здоровья в соответствии с текущими стандартами ведения учета в ветеринарном формате.

Признаков инфекции не наблюдалось. У нескольких животных наблюдалось раскрытие одного или нескольких разрезов кожи, вероятнее всего, по причине вылизывания. На животных были надеты повязки и защитные воротники, но животные с легкостью снимали их. У некоторых животных после операции накапливалась текучая среда вокруг одного или более разрезов. Анализ текучих сред и бактериальной культуры в текучих средах у этих животных выявили негнойное воспаление с первичным дифференциальным диагнозом серомы. Признаков инфекции не наблюдалось. Общий клинический анализ крови и биохимия сыворотки не выявили значительных аномалий и признаков системного инфекционного процесса. В целом, не наблюдалось воспаления, которое выходило за пределы дермального слоя, и не наблюдалась реакция кости во время рентгенографии или общего вскрытия. Хотя у двух животных от имплантатов отделились концевые колпачки, имплантаты оставались интактными без признаков ослабления или смещения, что указывает на жесткую фиксацию в начальном месте имплантата.

Всех животных умерщвляли через 6 недель. Животных подвергали эвтаназии с помощью 5-7 мл (1800 мг-2520 мг) Euthasol, который соответствовал с AR007 «Эвтаназия животных» и докладу AVMA Guidelines on Euthanasia, июнь 2007 г.

Общее вскрытие мест имплантатов выполнял ветеринар-патолог. Имплантированные плечевые кости и бедренные кости извлекали и освобождали от окружающей мягкой ткани. Образцы заворачивали в марлю, смоченную солевым раствором. Сразу же после вскрытия выполняли рентгеноскопические снимки ex vivo с каждого из образцов в передне-заднем, продольном и поперечном направлениях для отображения имплантатов внутри губчатой кости. Во время вскрытия имплантированные кости вырезали, помещали в заваренные пластиковые мешки, отправляли на влажном льду в компанию Histion, Inc. (г. Эверетт, штат Вашингтон, США) и обрабатывали либо для гистологической оценки, либо для механических испытаний, как описано в примерах 16-17. Образцы заворачивали в пропитанную солевым раствором марлю и отправляли в компанию Histion, Inc. (г. Эверетт, штат Вашингтон, США) на гистологический анализ.

Пример 16. Результаты гистологии

Характеристики покрытий из фосфата кальция сравнивали с пористым имплантатом без покрытия и с таким же пористым имплантатом, покрытым доступным в продаже покрытием из гидроксиапатита способом плазменного напыления. Рентгеноскопические снимки показали, что все имплантаты оставались на месте.

Результаты согласовались с успешной билатеральной имплантацией пористых изделий с покрытием и без покрытия в проксимальной части плечевой кости и в дистальной части бедренной кости с периодом последующего наблюдения 6 недель. Послеоперационные осложнения, наблюдаемые в исследуемой популяции, не повлияли на целостность исследования или его данные. Исследование достигло успеха в использовании животной модели для возможности сравнения пористых имплантатов с различными покрытиями, предназначенными для улучшения фиксации в губчатой кости, и без покрытий.

Оставшуюся ткань обрезали по мере необходимости, фиксировали в 10%-м нейтральном буферизованном формалине, и образцы, содержащие участки с зазорами каждого имплантата, заливали в метилметакрилате. Из каждого образца получали два основных поперечных среза, окрашенных синим по Стивнелу/Ван-Гизону, и количественно оценивали для определения процентной доли кости внутри пористого покрытия и процентной доли кости внутри области зазора. Измерения прирастания кости по внешнему периметру (включая внутренние поверхности, смежные с внешним периметром) и общего прирастания (включая прирастание по периметру и прирастание на поверхностях внутри пустот в пористом покрытии) проводили только на образцах из верхней проксимальной части плечевой кости и дистальной части бедренной кости. Данные по обоим срезам усредняли. На основании усредненных данных определяли различия между группами по критериям ANOVA и множественного сравнения по Таки. Имплантаты, размещенные в трех разных местах, сравнивали раздельно. В верхней проксимальной части плечевой кости имплантаты с ГА, осажденным с помощью процесса SoDHA, на Gription™ и с ОСР, осажденным с помощью процесса SoDHA, на Gription™ сравнивали с имплантатами с пористым покрытием Gription™. В дистальной части бедренной кости имплантаты с ГА, осажденным с помощью процесса SoDHA, на Gription™ сравнивали с имплантатами с ГА, осажденным плазменным напылением, на Gription™. Срезы также группировали по положению и качественно оценивали для определения клеточных и тканевых реакций на каждый тип имплантата.

Гистоморфометрический анализ с каждым стеклом проводили вслепую по отношению к его обработке. Были выполнены цифровые снимки каждого среза с низким увеличением, которые содержали зазор и дополнительное количество ткани, окружающей каждый имплантат. Был проведен статический гистоморфометрический анализ, чтобы определить % прирастания кости на поверхности имплантата, % кости внутри пористого материала и % кости в области зазора. Врастание измеряли как % от всех пустот. Дополнительные оцениваемые параметры содержали среднюю толщину покрытия. Результаты, усредненные по различным образцам, показаны в таблице 9 для ГА, осажденного с помощью процесса SoDHA, с зазором, ГА, осажденного с помощью процесса SoDHA, с линейным прилеганием и Gription с линейным прилеганием.

Таблица 9. Результаты гистоморфометрии

	% врастания	% прирастания
Зазор	21,4855272	16,19171
Линейное прилегание	28,6462277	33,04744
Gription с линейным прилеганием	34,1005268	26,80749

Результаты гистоморфометрии показали, что врастание кости в зазор и пористую поверхность с покрытием на верхнем проксимальном месте имплантации в плечевую кость для имплантата с ГА, осажденным с помощью процесса SoDHA, на Gription™ (около 14% врастания) было лучше по сравнению с ОСР, осажденным с помощью процесса SoDHA, на Gription™ и значительно лучше по сравнению с пористым покрытием Gription™ в контрольной группе (около 8% врастания). Процент кости, приросшей на внешнем периметре и общем периметре имплантата, был значительно лучше в группе имплантатов с ГА, осажденным с помощью процесса SoDHA, на Gription™ (около 17,5% прирастания) по сравнению с группой с пористым покрытием Gription™ (около 4,5% прирастания), причем не было значительных различий между группами с ГА, осажденным с помощью процесса SoDHA, на Gription™ и OCP, осажденным с помощью процесса SoDHA, на Gription™.

Кроме того, врастание кости в зазор и пористую поверхность с покрытием в верхнем проксимальном месте имплантации в плечевую кость для имплантата с ГА, осажденным с помощью процесса SoDHA, на Gription™ (около 14% врастания) было лучше по сравнению с ГА, осажденным плазменным напылением, на Gription™ (около 12% врастания). На Фиг. 30 и 31 соответственно представлены изображения имплантатов с ГА, осажденным плазменным напылением, на Gription™ и с ГА, осажденным с помощью процесса SoDHA, на Gription™.

Кроме того, остаточную зону покрытия измеряли через 6 недель после имплантации на основании количественного анализа изображения срезов с имплантатов, как показано на Фиг. 32. В противоположность образцам с покрытием из ГА, осажденным плазменным напылением, на Gription™ с зазором образцы с покрытием из ГА, осажденного с помощью процесса SoDHA, на Gription™ практически не имели области остаточного покрытия.

Качественный анализ показал большее прирастание кости вглубь пористого покрытия в группе с ГА, осажденным с помощью процесса SoDHA, на Gription™ по сравнению с группой с ОСР, осажденным с помощью процесса SoDHA, на Gription™ и пористым покрытием Gription™, причем последняя из них показала прирастание достаточного количества фиброзной ткани к металлическому субстрату. В совокупности эти данные показывают, что имплантаты с ГА, осажденным с помощью процесса SoDHA, на Gription™ лучше всего характеризуются на месте в верхней проксимальной части плечевой кости.

При сравнении имплантатов с ГА, осажденным с помощью процесса SoDHA, на Gription™ и с ГА, осажденным плазменным напылением, на Gription™, размещенных в дистальной части бедренной кости, ГА, осажденный с помощью процесса SoDHA, на Gription™ имел наибольший средний процент врастания кости в зазор и пористое покрытие в группах.

Качественные результаты показали слабые признаки или отсутствие остаточного ГА на испытуемых имплантатах к 6 неделям и отсутствие признаков частиц, воспаления и гигантских клеток (ГК), окружающих любой из испытуемых имплантатов. Кроме того, рентгенографические результаты не показали признаков аномальной рентгенопрозрачности, окружающей любой из имплантатов. В совокупности эти данные дают доказательства того, что отсутствуют проблемы безопасности при имплантации испытуемых покрытий через 6 недель, и указывают, что испытуемые покрытия из ГА в значительной мере исчезают к 6 неделям.

Покрытие из ГА, осажденного с помощью процесса SoDHA, на Gription™ имело лучшие характеристики, чем как ОСР, осажденный с помощью процесса SoDHA, на Gription™, так и пористое покрытие Gription™ (значительно лучше по сравнению с этой последней группой по проценту кости в областях пористого покрытия и зазора и по проценту прирастания кости на внешних пористых и общих периметрах) в верхней проксимальной части плечевой кости. Качественный анализ показал слабые признаки или отсутствие остаточного испытуемого ГА к 6 неделям. На основании отсутствия воспаления, ГК, частиц и рентгенопрозрачности, окружающих имплантаты, не было обнаружено отрицательных реакций на имплантаты или испытуемые покрытия из ГА в любом из мест имплантации через 6 недель после имплантации.

Пример 17. Механические испытания

Из имплантированных костей извлекали в совокупности 90 блоков губчатой кости толщиной 5 мм, которые были вырезанными образцами, полученными в примере 15. После рентгенографии для облегчения обработки образцы обрезали с целью удаления избыточной кости, включая обрастание костной тканью на месте вставки и/или вокруг втулки. Образцы обрезали, оставляя не менее 4 мм кости, окружающей имплантат со всех сторон. Пластины толщиной пять миллиметров разрезали перпендикулярно продольной оси каждого имплантата, прилегающего с зазором, и подвергали механическим испытаниям. Пластины толщиной пять миллиметров разрезали перпендикулярно продольной оси каждого имплантата, прилегающего по линии, и подвергали механическим испытаниям. После приготовления образцы для механических испытаний заворачивали в марлю, смоченную солевым раствором, замораживали -70°C и отправляли вместе на сухом льду в компанию Histion, Inc. (г. Эверетт, штат Вашингтон, США) на механические испытания. Оставшиеся участки каждого обрезанного образца фиксировали в NBF и применяли для гистологии.

Образцы, предназначенные для гистологии, обрезали, а затем разрезали перпендикулярно продольной оси имплантата. Из области интереса (ROI), содержащей зазоры, получали 2 (два) основных поперечных среза, разнесенных на приблизительно 200-400 мкм друг от друга. Срезы (n=108) окрашивали красителями толуидин синий/Paragon или другим (-ими) соответствующим (-ими) красителем (-ями) и оценивали с помощью гистоморфометрии.

Статические испытания на выталкивание проводили на образцах со скоростью 1 мм/минута до 75% падения от пиковой силы. Испытания проводили с помощью машины для статических испытаний MTS Sintech 65/G с ячейкой нагрузки 2,5 кН и штифтом диаметром 4,0 мм. Каждый образец состоял из среза кости собаки, содержащего ранее имплантированный стержень, который был зацементирован в особое заливочное крепление. С помощью программного обеспечения MTS TestWorks (версия 4.08В) прикладывали сжимающую нагрузку со скоростью 1,0 мм в минуту до тех пор, пока не происходило падение на 75% от пиковой нагрузки.

Для каждого образца и испытания регистрировали силу и смещение и рассчитывали пиковое напряжение и энергию при пиковой силе. В таблице 10 представлена сводная информация по испытаниям силы выталкивания на костях собак и показывает средние величины и стандартные отклонения напряжений для Gription, покрытий из ГА, осажденного с помощью процесса SoDHA, ОСР, осажденного с помощью процесса SoDHA (альтернативно - ОСР, осажденный с помощью процесса SoDOCP), и ГА, осажденный плазменным напылением, в различных местах расположения имплантата. Проиллюстрированы имплантаты, прилегающие как с зазором, так и по линии.

Таблица 10. Напряжение выталкивания; левый и правый отдельно

Среднее пиковое напряжение и стандартное отклонение (МПа)
Приле- гание	Место	Gription	SoDHA HA	SoDHA OCP		PS HA
	СРЕДН.	СО	СРЕДН.	СО		СРЕДН.		СО	СРЕДН.	СО
ЛИНИЯ	Левая плечевая кость, верхний	3,73	1,26	2,83		0,21		3,60	0,40
	Правая плечевая кость, верхний	4,34	0,11	4,36		1,92		3,77	2,13
	Левая плечевая кость, нижний
	Правая плечевая кость, нижний
	Левая бедренная кость		2,57			0,17		4,17	2,44
Правая бедренная кость	4,06	1,78	3,98	1,37
ЗАЗОР	Левая плечевая кость, верхний	0,69	0,52	1,98		0,23		1,05	0,37
	Правая плечевая кость, верхний	1,04	0,19	1,29		0,41		1,30	0,64
	Левая плечевая кость, нижний	1,63	0,24
	Правая плечевая кость, нижний	1,32	0,66
	Левая бедренная кость		1,20	0,86				1,56	0,15
Правая бедренная кость	2,28	0,16	2,49	1,08

Пример 18. Замена органическим растворителем и экстракция растворителя сверхкритическим CO₂

Покрытые купоны Gription™ после пескоструйной обработки промывали ДИ водой после формирования покрытия по процессу SoDHA, как описано в примере 6. Остаточный водный растворитель заменяли этанолом 3 раза в рамках стадии замачивания. Периоды замачивания в исследовании составляли 1 и 20 часов. После замены на органический растворитель в этаноле купоны помещали на штатив и погружали в сосуд из нержавеющей стали объемом 100 мл. Купоны покрывали этанолом, а верхнюю крышку сосуда закрывали. Направление потока CO₂ - от верхней части сосуда и через дно наружу. Сосуд наполняли жидким CO₂ до давления 100 бар, и жидкий этанол вытеснялся жидким CO₂ при комнатной температуре и потоке газообразного CO₂ со скоростью приблизительно 2 литра/минута. Время вытеснения составляло приблизительно ½ часа. После полного вытеснения этанола сосуд нагревали до 38°C и высушивали в течение 4 часов сверхкритическим CO₂ при скорости потока газа 5 литров/мин. После назначенного времени высушивания 4 часа давление из сосуда сбрасывали в атмосферу, поддерживая температуру выше критической температуры CO₂, равной 32 °С. Сброс давления проводили со скоростью потока газа со скоростью приблизительно 1 литр/минута в течение приблизительно ½ часа.

Пример 19. Повторное осаждение путем гидротермической обработки SoDHA

Купоны с покрытием по процессу SoDHA, полученные по примеру 6, быстро переносили из ДИ воды в стеклянную бутыль, содержащую либо 15 мл 40 мМ фосфатного (Pi) сиропа, приготовленного по примеру 4, либо 15 мл исходного 2,2262 мМ Pi, приготовленного по примеру 4. Затем стеклянную бутыль закупоривали крышкой. Гидротермическую обработку пленок SoDHA проводили при 90°C в течение 2 часов. После гидротермической обработки купоны с покрытием SoDHA обильно ополаскивали ДИ водой в течение одной минуты и помещали в печь при 60°C для высушивания в течение 1 часа.

Морфологию поверхностей пленок SoDHA и гидротермически обработанного SoDHA (SoDHA-HT) исследовали сканирующей электронной микроскопией (FE-SEM Quanta 600 F). Изображения, полученные при сканирующей электронной микроскопии процессов SoDHA и SoDHA-HT, показаны на Фиг. 33А и 33В соответственно. Фазовый состав пленок SoDHA и SoDHA-HT идентифицировали с помощью дифрактометрии рентгеновских лучей (Philips Analytical) с применением излучения Cu Kα при 45 кВ, 40 мА. Схемы XRD пленки SoDHA и пленки SoDHA-HT (гидротермическая обработка в исходном растворе Pi при 90°C в течение 2 ч) получали в интервале 4°-60° (2θ) с шагом 0,02° и скоростью 0,01°/с, как показано на Фиг. 34. Результаты XRD показали, что при гидротермической обработке не образуются новые фазы.

Пример 20. Количественная оценка растрескивания

Преимущество последующей обработки по примерам 18 и 19, имеющей целью уменьшение трещин, оценивали количественно по анализу изображения путем измерения числа пересечений трещин на заданной горизонтальной сетке. Изображения снимали с увеличением 1000х микроскопом FEI Quanta 600 F SEM, а затем импортировали в программное обеспечение Axio Vision (AxioVision SE64 Release 4.9.1.0 от компании Carl Zeiss Microscopy GmbH) и поверх большей части изображения помещали сетку с 25 горизонтальными линиями 193,5 мкм в длину и по вертикали через каждые 6 мкм. Пересечения трещин на изображении с линиями сетки отмечали вручную. Пересечения отмечались оператором вручную во избежание ошибок, вызванных работой программного обеспечения. Число пересечений на данной области использовали как количественную меру степени растрескивания поверхности покрытия SoDHA. Характерные изображения, иллюстрирующие способ, показаны на Фиг. 35А и 35В.

Номинальный SoDHA с оптимизированными параметрами гидротермической обработки показал минимальное растрескивание с менее чем 50 пересечениями. Число пересечений трещин и плотность пересечений на характерных правильно высушенных и затем обработанных покрытиях показано в таблице 11.

Таблица 11. Среднее число пересечений трещин и сравнение плотности пересечений трещин с последующей обработкой и без нее

Образец	Среднее число пересечений	Средняя плотность пересечений (пересечений/мм2)
Диск Gription - номинальный SoDHA, без стадии последующей обработки	137	3659
Диск Gription - номинальный SoDHA, 2 часа гидротермической обработки, 90°С в исходном фосфатном растворе	50	1335

Хотя изобретение подробно представлено на рисунках и в тексте выше, такие иллюстрация и описание должны считаться примерами и не носят ограничительный характер. Следует понимать, что здесь показаны и описаны только иллюстративные варианты осуществления и что объем защиты распространяется на все изменения и модификации в пределах сущности изобретения.

Настоящее изобретение имеет множество преимуществ, обусловленных различными характеристиками покрытий из ГА и ОСР, описанных в настоящем документе. Следует отметить, что альтернативные варианты осуществления аппарата, системы и способа каждого из покрытий настоящего изобретения могут не содержать всех описанных элементов, но при этом могут обладать по меньшей мере некоторыми преимуществами, обусловленными такими элементами. Специалисты в данной области могут легко разработать собственные варианты реализации покрытий из фосфата кальция, включающие в себя один или более признаков настоящего изобретения и соответствующие сущности и объему настоящего изобретения, как определено в прилагаемой формуле изобретения.

1. Ортопедический имплантат, содержащий металлическую поверхность, активированную травлением гидроксидом натрия, и слой фосфата кальция, нанесенный осаждением из пересыщенного раствора на по меньшей мере часть металлической поверхности,

причем слой фосфата кальция при проведении рентгеновской дифракции образует дифракционный пик (002) с углом дифракции 2θ, составляющим 26±2° и дифракционный пик (112) с углом дифракции, составляющим 32±2°, и при этом дифракционный пик (002) имеет интенсивность, которая в 1,5-10 раз больше интенсивности дифракционного пика (112), так что слой фосфата кальция является более текстурированным в ориентации кристаллов (002), чем в ориентации кристаллов (112).

2. Ортопедический имплантат по п. 1, в котором покрытие из слоя фосфата кальция представляет собой гидроксиапатит.

3. Ортопедический имплантат по п. 2, в котором слой фосфата кальция имеет средний размер кристаллита от 50 до 100 нм.

4. Ортопедический имплантат по п. 2, в котором слой фосфата кальция непрерывно растворяется в течение более 24 часов in vitro.

5. Ортопедический имплантат по п. 2, в котором слой фосфата кальция содержит от 0 до 5% масс. карбоната.

6. Ортопедический имплантат по п. 2, в котором покрытие находится в контакте с металлической поверхностью.

7. Ортопедический имплантат по п. 6, в котором металлическая поверхность содержит титанат.

8. Ортопедический имплантат по п. 7, в котором металлическая поверхность содержит титанат натрия.

9. Ортопедический имплантат по п. 2, в котором гидроксиапатит имеет кристалличность от 70 до 100% масс.

10. Ортопедический имплантат по п. 2, в котором слой фосфата кальция имеет фазовую чистоту кристаллического гидроксиапатита более 90%.

11. Ортопедический имплантат по п. 2, в котором слой фосфата кальция имеет прочность на сдвиг от 20 до 80 МПа при определении в соответствии с ASTM F1044.

12. Ортопедический имплантат по п. 2, в котором слой фосфата кальция имеет прочность на растяжение от 50 до 100 МПа при определении в соответствии с ASTM F1147.

13. Ортопедический имплантат по п. 2, в котором слой фосфата кальция в отсутствие красителей является прозрачным или светопрозрачным.

14. Ортопедический имплантат по п. 2, в котором слой фосфата кальция имеет площадь поверхности от 15 до 200 м²/г.