Способ получения биосовместимого покрытия на изделиях из монолитного никелида титана

Изобретение относится к защитным покрытиям для медицинских имплантатов из никелида титана и может применяться для сокращения сроков приживаемости имплантатов. Способ получения биосовместимого покрытия на изделиях из монолитного никелида титана включает последовательное нанесение трех чередующихся слоев титан-никель-титан в атмосфере, содержащей аргон, и нагрев изделий до температуры, достаточной для самопроизвольного начала реакции самораспространяющегося высокотемпературного синтеза, с последующим охлаждением в тех же условиях в течение 60 мин до комнатной температуры, при этом толщину указанных слоев выбирают равной 40±5 нм, причем нагрев изделий проводят до температуры 1000±10°С в течение 60±5 с в газовой среде, состоящей из 80% N и 20% Ar. Технический результат изобретения - увеличение цитосовместимости покрытия за счет достижения смешанного фазового состава из оксидов и нитридов титана с оптимальными характеристиками шероховатости и гидрофильности. 6 ил., 1 пр.

 

Изобретение относится к металлургии, конкретно к защитным покрытиям для медицинских имплантатов из никелида титана и может применяться в медицине для сокращения сроков приживаемости имплантатов.

Сплавы TiNi нашли широко применение в медицине благодаря высокой биомеханической совместимости, усталостной прочности, которая достигается за счет сверхэластичных функциональных свойств сплава [Гюнтер В.Э. Никелид титана. Медицинский материал нового поколения / В.Э. Гюнтер, В.Н. Ходоренко, Ю.Ф. Ясенчук и др. - Томск: Изд-во МИЦ. - 2006. - 296 с.]. При эксплуатации в организме человека в агрессивных коррозионно-динамических условиях имплантаты из монолитных сплавов TiNi, имеющие на поверхности естественные оксидные слои, склонны к растрескиванию и адгезионному износу. Это приводит к электрохимической коррозии, в результате которой биотоксичные продукты распада соединения TiNi растворяются и накапливаются в прилежащих тканях, вызывая злокачественные реакции и отторжение имплантатов [Ryhanen, J. Biocompatibility of nickel titanium shape memory metal and its corrosion behavior in human cell cultures / J. Ryhanen, et al. // Journal of Biomedical Materials Research. - 1997. - Vol. 6. - P. 451 - 457]. При имплантации металлических материалов в организм важна реакция клеток на имплантат, которая определяется состоянием поверхности и влияет на срок приживаемости. При биохимически несовместимой поверхности вокруг имплантата возникает фиброзная капсула, которая препятствует клеточной адгезии и пролиферации, приводя к несостоятельности и дальнейшему отторжению имплантата. Низкая биохимическая совместимость поверхности может проявиться и на более поздних этапах при длительном функционировании имплантатов из монолитного сплава TiNi, которая влияет на его биологическую безопасность и является серьезной проблемой.

Таким образом, модификация поверхности и защитные покрытия для биоматериалов на основе сплава TiNi являются перспективными способами повышения их биохимической совместимости. Биохимическому улучшению поверхности титановых сплавов в последние годы уделяется большое внимание. Так коррозионную стойкость имплантатов из никелид-титановых сплавов повышают путем создания оксидных, нитридных, оксинитридных и интерметаллических градиентных покрытий.

Нанесение тонких пленок нитрида титана стало многообещающим способом модификации поверхности металлических имплантатов благодаря химической стабильности, коррозионной стойкости. Гидрофильный характер нитридных покрытий позволяет адсорбировать белок. Исследования биосовместимости in vitro, проведенные с использованием линии клеток эмбриональных фибробластов мыши (NIH3T3), продемонстрировали, что покрытия нетоксичны и демонстрируют отличные взаимодействия между клетками и материалами [Aissani L. et al. Relationship between structure, surface topography and tribo-mechanical behavior of Ti-N thin films elaborated at different N2 flow rates // Thin Solid Films. - 2021. - V. 724. - P. 138598], Однако у покрытий из нитрида титана есть и ряд минусов, таких как высокие внутренние напряжения и низкая прочность связи с подложкой.

Благодаря хорошей химической стабильности, высокой твердости и отличной биосовместимости создают TiN однофазные монопокрытия, но при деформировании они испытывают скалывание и отслаивание [Vaz F. et al. Influence of nitrogen content on the structural, mechanical and electrical properties of TiN thin films // Surface and Coatings Technology. - 2005. - V. 191. - №. 2-3. - P. 317-323.]. Оксидные слои на основе TiO2 имеют развитую морфологию, благоприятную для клеточной биоинтеграции, однако они склонны к растрескиванию и не препятствуют выходу ионов металла на поверхность [Xi X., et al. Surface burn behavior in creep-feed deep grinding of gamma titanium aluminide intermetallics: characterization, mechanism, and effects// The International Journal of Advanced Manufacturing Technology. - 2021. - V. 113. - №. 3. - P. 985-996].

Поэтому для улучшения характеристик однослойных покрытий для сплавов TiNi были предложены многослойные покрытия на основе TiN/Ti₂N, SiO₂, TiO₂/TiC, ZrO₂, ZrN/Zr, TiN/Ti₃O₅. Однако все представленные многослойные покрытия не полностью удовлетворяют требованиям, предъявляемым к функциональным биосовместимым покрытиям на сверхэластичных сплавах TiNi. Покрытия должны быть сплошные, тонкие, плотные, быть стойкими к деформации изгибом, обладать высокой адгезией к подложке, сопротивляться расслоению, иметь шероховатую цитосовместимую поверхность.

Оксинитриды титана с различным содержанием кислорода (TiNOX) обладают свойствами, превосходящими нитриды титана и оксиды титана. Имеются положительные результаты клинического исследования покрытия на основе TiNOX для стентов из нержавеющей стали. Совместимость покрытия из оксида титана с кровью в части адгезии тромбоцитов и адсорбции фибриногена может быть улучшена путем добавления в него азота [Tsyganov I. A. et al. Hemocompatibility of titanium-based coatings prepared by metal plasma immersion ion implantation and deposition // Nuclear Instruments and Methods in Physics Research Section B: Beam Interactions with Materials and Atoms, - 2007. - V. 257. - №. 1-2. - P. 122-127].

Указанные трудности формирования защитного покрытия могут быть в значительной степени преодолены в способе, сформулированном в патенте [RU 2281122 С1, МПК A61L 27/02, A61R 6/02, опубл. 10.08.2006]. В известном способе покрытие получают введением дополнительных элементов в основу из карбонитрида титана. Технологический цикл получения покрытия состоит из двух основных стадий: получения композиционной мишени методом самораспространяющегося высокотемпературного синтеза и ее последующего магнетронного распыления.

Недостатки известного способа обусловлены использованием большого набора дополнительных элементов, а именно Ag, Са, Zr, Si, О, Р, K, Mn для достижения оптимальной биосовместимости и механических свойств покрытия. Также процесс распыления мишени чувствителен к изменению технологических параметров и при их отклонении изменяется скорость распыления мишени, вследствие чего покрытие может иметь неповторяемый состав и отличие и требуемых свойствах.

Наиболее близок к заявляемому способ получения биосовместимого покрытия на изделиях из монолитного никелида титана [RU 2751704, МПК С23С 14/35, B82Y 30/00, опубл. 15.07.2021], включающий последовательное нанесение трех чередующихся слоев титан-никель-титан в атмосфере аргона и нагрев изделий до температуры, достаточной для самопроизвольного начала реакции самораспространяющегося высокотемпературного синтеза. Нанесение указанных слоев толщиной в диапазоне 40-60 мкм проводят методом магнетронного напыления при давлении аргона 1 Па. Нагрев изделий проводят до 800-900°С в течение (60±5) с в атмосфере аргона при давлении 10 Па, после чего проводят охлаждение в атмосфере аргона с давлением 10 Па в течение 60 мин до комнатной температуры.

Недостаток данною способа состоит в низкой биосовместимости, определяемой текстурой поверхности, а именно: не отвечающим физиологии параметрами шероховатости, что препятствует заселению поверхности клеточными культурами.

Это обусловлено следующими факторами.

Топография поверхности влияет на адгезию и распластывание клеток различных типов, пролиферацию как в условиях in vitro, так и in vivo, определяют их двигательную активность, морфологию, ориентацию. В зависимости от условий применения имплантат должен обладать определенной степенью шероховатости поверхности: может быть гладкой или более шероховатой. Обеспечение масштабов шероховатости в наноразмерной области придает покрытию большую поверхностную энергию, смачиваемость, что является одним из важных свойств, которые влияют на взаимодействия клетки и материала. Для осаждения, адгезии и пролиферации клеток и образования монослоя клеток на поверхности наиболее благоприятно наличие однородной наношероховатости. Гладкая поверхность или поверхность с низкой шероховатостью снижает способность биологических клеток прикрепляться к поверхности имплантата.

В прототипе поверхность покрытия имеет неоднородную шероховатость, где преобладают относительно крупные зерна с размерами до 1 мкм, которые коагулируют в островки.

Задача, решаемая заявляемым изобретением, состоит в создании биосовместимого многослойного покрытия малой толщины с фазами оксидов и нитридов титана, являющимися барьерами для диффузии никеля из подложки к поверхности.

Технический результат заявляемого изобретения состоит в увеличении цитосовместимости покрытия за счет формирования поверхностного слоя со смешанным фазовым составом из оксидов и нитридов титана с улучшенными характеристиками шероховатости и гидрофильности.

Заявленный технический результат достигается тем, что при осуществлении способа получения биосовместимого покрытия на изделиях из монолитного никелида титана, включающего последовательное нанесение трех чередующихся слоев титан-никель-титан в атмосфере, содержащей аргон, и нагрев изделий до температуры, достаточной для самопроизвольною начала реакции самораспространяющегося высокотемпературного синтеза с последующим охлаждением в тех же условиях в течение 60 мин до комнатной температуры, отличие состоит в том, что толщину указанных слоев выбирают равной (40±5) нм, причем нагрев изделий проводят до температуры (1000±10)°С в течение (60±5) с в газовой среде, состоящей из 80% N и 20% Ar.

Связь технического результата с отличительными признаками обусловлена следующим.

1. Уменьшение средней толщины наносимых слоев титана и никеля методом магнетронного напыления с 50 нм до 40 нм обеспечивает получение более плотного и однородного покрытия. Ограничение толщины порядка 40 нм для каждого напыленного слоя позволяет снизить суммарную толщину напыленного ламината и синтезированного покрытия при сохранении прочности. Допуск ±5 нм определяется технологическим разбросом. Толщину напыляемых слоев не следует делать более 50 нм, так как толстое покрытие склонно к растрескиванию в ходе интенсивной деформации изделий из никелида титана. При толщине напыляемых слоев менее 30 нм получаемое покрытие теряет сплошность. Указанные границы толщины слоев оптимизированы в связи с изменением состава газовой атмосферы, в которой проводят синтез покрытия.

2. Состав газовой среды с относительно большим содержанием азота (80% N + 20% Ar) обеспечивает активное растворение азота в титане и образование многослойного покрытия в виде комбинации различных нитридных соединений.

3. Температура нагрева изделия (1000±10)°С определена как оптимальная для выбранной азотно-аргоновой среды с точки зрения растворения азота в титане. Ниже этой температуры титан активнее взаимодействует с кислородом, который естественным образом присутствует в виде остаточных примесей в аргоне. Для увеличения цитосовместимости покрытия благоприятным является большее содержание нитридов титана, чем оксидов титана. Допуск ±10°С определяется технологическим разбросом.

3. Разработанная методика синтеза градиентного покрытия в присутствии азота позволяет получать стабильные фазы нитрида титана и интерметаллических оксинитридов, которые служат надежным барьером на пути диффузии никеля из подложки к поверхности. Установлено, что в ходе синтеза образуется многофазная двухслойная диффузионная зона, что позволяет утверждать о надежности связи покрытия с подложкой. На поверхности синтезированных покрытий не обнаружено никеля, что доказывает надежность барьеров из фаз TiN и Ti4Ni2(N,O) на пути диффузии никеля из подложки к поверхности.

4. Синтезированное покрытие имеет оптимальное значение шероховатости порядка 40 нм. Оно отличается в сравнении с прототипом более однородной структурой с мелкими регулярными зернами.

При значениях шероховатости, приближающихся к 1 мкм, пролиферация клеток становится затруднительной.

5. Результаты измерения контактного угла смачиваемости показали, что синтезированное покрытие обладает умеренной гидрофильной способностью. Это также является положительным фактором, поскольку известно, что клеточная адгезия и пролиферация лучше проявляются именно на поверхностях с умеренной гидрофильностью, чем на более гидрофобных или гидрофильных [S. Devgan, S, Singh Sidhu, Evolution of surface modification trends in bone related biomaterials: A review, Mater. Chem. Phys. 233 (2019) 68-78].

6. Высокая биосовместимость получаемого покрытия подтверждена путем сравнительного исследования цитосовместимости подложки и синтезированного по заявляемому способу покрытия: после 72 часов культивирования наибольшее количество живых клеток обнаружено на поверхности заявляемого синтезированного покрытия. Положительное влияние на цитосовместимость покрытия оказали: смешанный фазовый состав из нитридов и оксидов титана, повышенная поверхностная энергия, умеренные шероховатость и гидрофильность.

Изобретение поясняется фиг. 1-6.

На фиг. 1, 2 приведены этапы осуществления заявляемого способа. Толщина слоев титана и никеля, наносимых методом магнетронного напыления, составляет примерно 40 нм (фиг. 1). Толщина синтезированного покрытия составляет примерно 250 нм и имеет диффузионную зону около 230 нм (фиг. 2). Покрытие имеет градиентную кристаллическую структуру. В результате внедрения примесей азота, кислорода и углерода разбухание слоев произошло от начальной суммарной толщины 120 нм до толщины 250 нм, или ориентировочно более чем в 2 раза.

На фиг. 3 показаны полученные методом атомно-силовой микроскопии изображения образцов на участках поверхности сканирования 5 мкм × 5 мкм для исходной подложки (а) и для покрытий, полученных: 6 - в среде аргона (прототип) и в - в смеси азота с аргоном. Величина шероховатости для подложки составила в среднем Ra=12 нм, Поверхности синтезированных покрытий в аргоне и в азоте имеет более выраженную шероховатость. Величины шероховатости, определенные в пределах сканированной области, показали близкие значения, а именно: Ra=33 нм для покрытия, синтезированного в аргоне; Ra=40 нм для покрытия, синтезированного в азотно-аргоновой смеси. Различие состоит в том, что на поверхности покрытия, синтезированного по заявляемому способу, преобладают мелкие регулярные зерна, в то время как поверхность покрытия, синтезированного в аргоне, более неоднородна, присутствуют более зерна крупных размеров, которые коагулируют, формируя островки. Таким образом, покрытие по заявляемому способу демонстрирует повышенную клеточную адгезию благодаря более однородной наношероховатости поверхности.

На фиг. 4 приведены профили поверхности исходных подложек (а) и поверхностей, полученных двумя способами (б).

На фиг. 5 условно показаны результаты исследования контактного угла смачиваемости и поверхностной свободной энергии синтезированного покрытия и подложки из никелида титана.

Результаты измерения контактного угла смачивания показали, что умеренной гидрофильной поверхностью обладают оба синтезированных покрытия. Контактный угол 9 для покрытия, синтезированного в аргоне, составляет (53,1±0,44)°, а для покрытия, синтезированного в азотно-аргоновой смеси - (59,6±0,42)°. Поверхность исходной TiNi подложки имеет контактный угол (92.9±1,33)°, то есть является гидрофобной. Известно, что клеточная адгезия и пролиферация лучше всего проявляется на поверхностях с умеренной гидрофильностью, характеризуемой краевым углом смачивания водой 9 порядка 60°, и хуже проявляется на более гидрофобных или гидрофильных поверхностях. Покрытие, полученное по заявляемому способу, наиболее близко к оптимуму по этому параметру.

Поверхностная свободная энергия составляет порядка 30 мДж/м² в подложке из никелида титана и порядка 72 мДж /м² в синтезированном покрытии. Можно видеть, что между образцами наблюдается значительная разница в величинах полной свободной энергии, которая обусловлена дисперсионными и полярными составляющими.

Проведенные исследования на цитосовместимость подтверждают наличие корреляции между углом смачивания и плотностью клеток. Наиболее высокая плотность клеточной адгезии наблюдается на гидрофильных поверхностях. Клетки, культивированные на гидрофобной поверхности TiNi подложки, не образуют однородного слоя, а группируются в отдельных местах.

На фиг. 6 приведены результаты исследования цитосовместимости образца без покрытия и с синтезированным покрытием. Наибольшее количество клеток линии MCF-7 после 72 часов культивирования было обнаружено на поверхности синтезированного покрытия. Клеточная масса покрывает монослоем практически всю поверхность образца с характерными очаговыми уплотнениями, что говорит о наилучшей цитосовместимости.

Способ получения биосовместимого покрытия на изделиях из монолитного никелида титана включает двухэтапный процесс.

1 этап. Нанесение аморфного наноламината Ti/Ni/Ti.

Чередующиеся аморфные слои титан, никель, титан с толщинами 40/40/40 нм наносят на подложки TiNi. Аморфные слои Ti/Ni/Ti наносят поочередно в среде аргона высокой чистоты путем магнетронного напыления, с использованием мишеней из Ti и Ni диаметром 80 мм с источником постоянного тока 1 кВ, 5 А. Режимы напыления слоев Ti-Ni-Ti на подложку TiNi, подобранные экспериментально: рабочее давление Ar - 1 Па; время напыления слоев Ti - 60 сек, Ni - 25 сек, напряжение разряда - Ti (350 В), Ni (420 В), ток магнетрона - 1 A (Ni) и 2 А (Ti), температура подложки - комнатная, поток аргона φAr - 35 стандартных кубических сантиметров в минуту, смещение подложки - плавающий потенциал (≈25 В). Расстояние от подложки до мишеней составляло 100 мм.

2 этап. Синтез защитного градиентного кристаллического покрытия.

После нанесения наноламината Ti/Ni/Ti из камеры без изъятия образцов откачивают аргон до базового давления 8×10-4 Па и запускают газовую смесь 80% N + 20% Ar при рабочем давлении 8 Па. Затем образцы нагревают с использованием нагреваемого графитового подложкодержателя до температуры (1000±10)°С с выдержкой при этой температуре в течение 60 сек. После нагрева образцы охлаждают вместе с камерой в течение 60 мин до комнатной температуры.

Заявленные признаки и достигаемый за их счет эффект в своей совокупности являются новыми, обоснованы экспериментально и не вытекают из известных решений.

Пример реализации.

При осуществлении заявляемого способа антикоррозионное покрытие наносили на подложку из монолитного никелида титана.

Перед напылением была произведена стандартная подготовка поверхности подложки с использованием ионного источника Ar+ с током 70 мА и ускоряющим напряжением 3,5 кВ в течение 10 минут. Затем слои Ti/Ni/Ti напыляли последовательно в среде аргона высокой чистоты в установке магнетронного напыления, оснащенной мишенями из Ti и Ni диаметром 80 мм. Напыление слоев производилось при следующих параметрах: рабочее давление Ar - 1 Па, характеристики разряда: для титана 350 В, 1А, для никеля 420 В, 2А, температура подложки - комнатная, поток аргона 35 стандартных кубических сантиметров в минуту, смещение подложки - плавающий потенциал ≈25 В. Расстояние от подложки до мишеней составляло 100 мм. При перечисленных условиях рабочие скорости напыления составляли 40 нм/мин для титана и 100 нм/мин для никеля. Структура напыленных слоев показана на фиг. 1.

После нанесения ламината Ti - Ni - Ti без изъятия из камеры образцы нагревались в среде 80% N + 20% Ar с рабочим давлением 8 Па с использованием нагреваемого графитового подложкодержателя до температуры (1000±10)°С с выдержкой при рабочей температуре в течение 60 сек. После нагрева образцы остужались в тех же условиях в течение 60 мин до комнатной температуры.

Синтезированное градиентное покрытие имеет три кристаллических слоя: 1 (TiN+TiO₂), II (Ti₄Ni₂ (O,N)+Ti₃Ni₄), III (TiN) суммарной толщиной 250 нм (фиг. 2). За счет малой толщины покрытие может самосогласованно деформироваться с подложкой без разрушения. В подложке сформировалась диффузионная зона, которая прочно связывает подложку с покрытием. В диффузионной зоне толщиной около 230 нм визуально выделяются две составляющие зоны DZA(TiNiO₃) и DZB(TiNi₃), которые отличаются по контрасту, яркости, размеру зерен и концентрации никеля. Кристаллическое покрытие из нитридов, оксидов и оксинитридов выполняет барьерную функцию, препятствуя выходу ионов никеля на поверхность. Благодаря нитридам титана и оксидам титана на поверхностном слое, оптимальной шерховатости, гидрофильности и максимальной полной свободной энергии покрытие обладает высокой цитосовместимостью. Таким образом, полученное покрытие может успешно функционировать и деформироваться за счет его малой толщины, а диффузионная зона образует прочную связь с подложкой.

Способ получения биосовместимого покрытия на изделиях из монолитного никелида титана, включающий последовательное нанесение трех чередующихся слоев титан-никель-титан в атмосфере, содержащей аргон, и нагрев изделий до температуры, достаточной для самопроизвольного начала реакции самораспространяющегося высокотемпературного синтеза, с последующим охлаждением в тех же условиях в течение 60 мин до комнатной температуры, отличающийся тем, что толщину указанных слоев выбирают равной 40±5 нм, причем нагрев изделий проводят до температуры 1000±10°С в течение 60±5 с в газовой среде, состоящей из 80% N и 20% Ar.