Способ получения биомедицинского материала

Изобретение относится к области медицины, в частности к способам получения костных имплантов на основе титана с биоактивным покрытием. Для этого на пористую основу, содержащую титан, наносят 12-14% водную суспензию гидроксиапатита (ГАП) в течение 2-3 сек. Затем материал помещают в 2-3%-ную водную суспензию ГАП и импрегнируют в вакууме при 2·10-10÷9·10-10 мм рт. ст. в трех-пятикратном пульсационном режиме. Соотношение между длительностью импульса и паузы составляет от 3-5 до 10-15. Изобретение обеспечивает технологически простой способ получения биомедицинского материала на основе пористого титана, позволяющий достичь равномерного и прочного покрытия во всем объеме пор материала и сохранить биологическую активность ГАП. 1 ил., 4 пр.

 

Изобретение относится к области медицины, в частности к способам получения пористого материала на основе титана с биоактивным покрытием, который в дальнейшем может быть использован для изготовления костного имплантата.

Известен способ получения имплантатов, в котором в качестве основы используется титановая лента, из которой просекают сетку с квадратными или ромбовидными ячейками с величиной сторон 0,8-2,5 мм и шагом 0,05-0,1 мм. На поверхность сетки методом плазменного напыления наносят слой титана толщиной 50-100 мкм из порошка дисперсностью 60-150 мкм, который затем покрывают слоем биокерамики толщиной 30-50 мкм из порошка дисперсностью 40-60 мкм. Напыление может быть однослойным (титан) или двухслойным (титан + биокерамика), односторонним или двусторонним (патент RU №2157245; МПК A61L 27/06, A61F 2/28; 1999 год).

Известный способ является сложным, трудоемким, а биологическая активность гидроксиапатита (ГАП) теряется при высокотемпературной обработке в процессе плазменного напыления.

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

Известный способ является многостадийным, высокотемпературная обработка приводит к разложению биоактивного гидроксиапатита и поровое пространство сплава покрывается соединениями кальция, фосфора и кислорода, представляющими собой продукты его распада, биоактивность которых значительно ниже, чем у гидроксиапатита. Необходимо отметить, что любая высокотемпературная обработка переводит гидроксиапатит в кристаллическую структуру, менее растворимую по сравнению с минеральной составляющей кости (Е.А. Богданова. Диссерт. на соискание уч. степ. канд. хим. наук. Физико-химические свойства биоактивных композиционных материалов на основе фосфатов кальция и кремнийорганических соединений. Екатеринбург, 2012).

Таким образом, перед авторами была поставлена задача - разработать простой способ получения биомедицинского материала, обеспечивающий сохранение минерального состава биоактивного компонента - гидроксиапатита (ГАП) наряду с хорошей адгезией нанесенного покрытия.

Поставленная задача решена в предлагаемом способе получения биомедицинского материала, включающем нанесение на пористую основу, содержащую титан, покрытия из гидроксиапатита, в котором нанесение осуществляют путем импрегнирования водной суспензией гидроксиапатита, при этом окунают пористый титан в 12-14%-ную водную суспензию гидроксиапатита на 2-3 сек, а затем помещают в 2-3%-ную водную суспензию гидроксиапатита и осуществляют в вакууме 2·10-10÷9·10-10 мм рт. ст. 3-5-кратный пульсационный режим с соотношением между длительностью импульса и паузы 3÷5:10÷5.

В настоящее время из патентной и научно-технической литературы не известен способ получения биомедицинского материала путем импрегнирования суспензией гидроксиапатита разной концентрации и осуществлением в вакууме 2·10-10÷9·10-10 мм рт. ст. 3-5-кратного пульсационного режима с определенным соотношением между длительностью импульса и паузы.

В качестве биосовместимой высокопористой основы авторы предлагают использовать пористый титан, обладающий такими свойствами, как: биосовместимость, коррозионная стойкость, достаточно низкий модуль упругости (С.М. Баринов, B.C. Комлев. Биокерамика на основе фосфатов кальция. М.: Наука, 2005. 205 с.). Роль биоактивного материала, усиливающего остеоинтеграцию имплантата с костью, выполняет покрытие гидроксиапатита (ГАП), которое получают из суспензии, полученной в соответствии с патентом RU 2406693. Проведенные авторами исследования позволили разработать способ получения биоактивного покрытия на пористом титане, позволяющий сохранить минеральный состав биоактивного компонента - гидроксиапатита (ГАП) наряду с хорошей адгезией нанесенного покрытия. Для достижения необходимого результата авторами предлагается способ пульсационного вакуумного импрегнирования, в ходе которого осуществляют осаждение частиц ГАП из суспензии, получая покрытие не только пор поверхности высокопористого титана равномерным слоем биоактивного материала, но и пор во всем его объеме. Перед обработкой в вакууме образцы титана окунают в 12-14%-ную суспензию ГАП для снижения пористости и исключения проскока суспензии при вакуумировании. При использовании суспензии с концентрацией менее 12% возможен проскок суспензии при дальнейшем вакуумировании. Использование суспензии с концентрацией выше 14% ведет к значительному снижению пористости, что затрудняет получение покрытия в порах по всему объему. Обработку суспензией ГАП в вакууме осуществляют в интервале определенных технологических параметров. Так повышение давления выше 9·10-10 мм рт. ст. не позволяет прокачать водную суспензию через весь объем образца, поэтому происходит излишнее увеличение толщины покрытия на его поверхности, способствующее в дальнейшем растрескиванию последнего, при одновременном слабом покрытии пор в объеме. При снижении давления меньше 2·10-10 мм рт. ст. наблюдается неконтролируемый проскок водной суспензии через пористый образец, что приводит к нарушению равномерности покрытия. Пульсационный режим импрегнирования включает в себя чередующиеся стадии подвода вакуума и паузы. Длительность импульса составляет 3-5 сек, длительность паузы -10-15 сек. Пролонгирование первой стадии ведет к утоньшению покрытия, а второй - к замедлению технологического процесса. 3-5-кратная пропитка ГАП позволяет достичь его максимального содержания от массы титана в зависимости от исходной пористости основы. Увеличение количества пропиток приводит к зарастанию и снижению остеоинтеграционных свойств материала, а уменьшение мешает возможности создания сплошного биоактивного покрытия.

Предлагаемый способ может быть осуществлен следующим образом.

Пористый титан (пористость 40-45%) окунают в емкость с сетчатым дном с водной суспензией ГАП состава Ca10(PO4)6(ОН)2 с концентрацией 12-14% в течение 2-3 сек, затем заполняют емкость 2-3% водной суспензией ГАП состава Ca10(PO4)6(OH)2 с размером частиц 3-4 мкм и осуществляют в вакууме 2·10-10÷9·10-10 мм рт. ст. 3-5-кратный пульсационный режим с соотношением между длительностью импульса и паузы 3÷5:10÷5. После чего образцы сушат на воздухе при комнатной температуре в течение 10 часов и получают пористый материал на основе титана с покрытием ГАП, при этом содержание ГАП составляет 6,0-13,5 мас. % от массы титана.

Содержание ГАП от массы титана определяют путем взвешивания образцов до и после обработки. Морфологию образующегося в процессе вакуумного импрегнирования покрытия пор исследовали методом Брунауэра, Эммета и Тейлера (БЭТ) низкотемпературной адсорбцией азота на приборе Gemini VII 2390 VI.03 (V1.03 t) и установили, что в результате пропитки ГАП формируется новая развитая поверхность, о чем свидетельствует изменение величины площади удельной поверхности в случае образцов с начальной пористостью 45% с 0,3256±0,0453 до 11,4029±0,0831 м2/г, а с начальной пористостью 40% с 0,3943±0,0120 до 8,7330±0,0585.

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

Прочность сцепления биоактивного покрытия с титановой основой определяли методом ультразвукового воздействия в ультразвуковой ванне «САПФИР 1,3 ТТЦ» при мощности 35 кГц. Потеря массы образца с покрытием ГАП по предлагаемому способу после обработки ультразвуком в течение 1 часа при температуре 25°C составляет 0,16 мас. %, что позволяет оценить прочность адгезии как достаточно высокую.

Предлагаемый способ иллюстрируется следующими примерами.

Пример 1. Образец пористого титана размером 10×10×4 мм (пористость 40%) окунают в емкость с сетчатым дном с водной суспензией ГАП состава Ca10(PO4)6(ОН)2 с концентрацией 12% в течение 2 сек, затем заполняют емкость 2% водной суспензией ГАП состава Ca10(PO4)6(ОН)2 с размером частиц 3-4 мкм и осуществляют в вакууме 2·10-10 мм рт. ст. 3-кратный пульсационный режим с соотношением между длительностью импульса и паузы 3:15 (длительность импульса 3 сек; длительность паузы 15 сек). После чего образцы сушат на воздухе при комнатной температуре в течение 10 часов и получают пористый материал на основе титана с покрытием ГАП, при этом содержание ГАП составляет 6,0 мас. % от массы титана. На фиг.1 изображена микрофотография поверхности титана пористости 40%: а) исходный образец титана; б) образец титана с покрытием ГАП.

Пример 2. Образец пористого титана размером 10×10×4 мм (пористость 40%) окунают в емкость с сетчатым дном с водной суспензией ГАП состава Ca10(PO4)6(ОН)2 с концентрацией 12% в течение 3 сек, затем заполняют емкость 2% водной суспензией ГАП состава Ca10(PO4)6(ОН)2 с размером частиц 3-4 мкм и осуществляют в вакууме 9·10-10 мм рт. ст. 5-кратный пульсационный режим с соотношением между длительностью импульса и паузы 5:10 (длительность импульса 5 сек; длительность паузы 10 сек). После чего образцы сушат на воздухе при комнатной температуре в течение 10 часов и получают пористый материал на основе титана с покрытием ГАП, при этом содержание ГАП составляет 8,1 мас. % от массы титана.

Пример 3. Образец пористого титана размером 10×10×4 мм (пористость 45%) окунают в емкость с сетчатым дном с водной суспензией ГАП состава Ca10(PO4)6(ОН)2 с концентрацией 14% в течение 2 сек, затем заполняют емкость 3% водной суспензией ГАП состава Ca10(PO4)6(ОН)2 с размером частиц 3-4 мкм и осуществляют в вакууме 2·10-10 мм рт. ст. 3-кратный пульсационный режим с соотношением между длительностью импульса и паузы 3:15 (длительность импульса 3 сек; длительность паузы 15 сек). После чего образцы сушат на воздухе при комнатной температуре в течение 10 часов и получают пористый материал на основе титана с покрытием ГАП, при этом содержание ГАП составляет 11,4 мас. % от массы титана. На фиг. 1 изображена микрофотография поверхности титана пористости 45%: в) исходный образец титана; г) образец титана с покрытием ГАП.

Пример 4. Образец пористого титана размером 10×10×4 мм (пористость 45%) окунают в емкость с сетчатым дном с водной суспензией ГАП состава Ca10(PO4)6(ОН)2 с концентрацией 14% в течение 3 сек, затем заполняют емкость 3% водной суспензией ГАП состава Ca10(PO4)6(ОН)2 с размером частиц 3-4 мкм и осуществляют в вакууме 9·10-10 мм рт. ст. 5-кратный пульсационный режим с соотношением между длительностью импульса и паузы 5:10 (длительность импульса 5 сек; длительность паузы 10 сек). После чего образцы сушат на воздухе при комнатной температуре в течение 10 часов и получают пористый материал на основе титана с покрытием ГАП, при этом содержание ГАП составляет 13,5 мас. % от массы титана.

Таким образом, авторами предлагается технологически простой способ получения биомедицинского материала на основе пористого титана, позволяющий сохранить биологическую активность ГАП за счет исключения высоких температур при обработке и достичь равномерного и прочного покрытия не только поверхности, но и пор во всем объеме.

Способ получения биомедицинского материала, включающий нанесение на пористую основу, содержащую титан, покрытия из гидроксиапатита, отличающийся тем, что нанесение осуществляют путем импрегнирования водной суспензией гидроксиапатита, при этом окунают пористый титан в 12-14%-ную водную суспензию гидроксиапатита на 2-3 сек, а затем помещают в 2-3%-ную водную суспензию гидроксиапатита и осуществляют в вакууме 2·10-10÷9·10-10 мм рт. ст. 3-5-кратный пульсационный режим с соотношением между длительностью импульса и паузы 3÷5:10÷15.



 

Похожие патенты:

Изобретение относится к медицине. Описан способ получения покрытий на элементах эндопротезов крупных суставов человека, выполненных из титана и его сплавов, включающий помещение имплантата в ванну с раствором электролита, содержащего ионы Са и Р, подключение имплантата и вспомогательного электрода к источнику питания, охлаждение электролита теплообменником, при этом готовят электролит, для чего растворяют в дистиллированной воде гидроксид кальция Са(OH)2, затем добавляют метасиликат натрия пятиводного Na2SiO3×5H20 и перемешивают до образования белого дисперсного взвешенного осадка, затем добавляют натрий фосфорнокислый двузамещенный двенадцативодный Na2HPO4×12H2O и перемешивают до полного его растворения, причем для обработки титана марок ВТ1-0, Grade 2, 3, 4, электролит готовят из расчета массы сухого вещества в граммах на литр состава: Са(OH)2 - 1,6; Na2SiO3×5H2O - 8,0; Na2HPO4×12H2O - 5,0; а для обработки сплавов ВТ6 (Ti-6Al-4V) и Ti-6Al-7Nb исходный электролит, применяемый для титана марок ВТ1-0, Grade 2, 3, 4, разбавляют дистиллированной водой в соотношении 2 части электролита и 1 часть воды; а для защиты не предназначенных для обработки частей элементов эндопротезов на них наносят маскирующую изолирующую оснастку на основе поливинилсилоксанового силикона аддитивного отверждения, далее проводят микродуговое оксидирование в течение 10-30 мин в мягком анодно-катодном режиме с синусоидальной формой тока плотностью 0,1±0,02 А/см2, причем на первой минуте используют анодный режим включения при соотношении анодного и катодного токов не менее 10:1.

Изобретение относится к медицине, а именно к ортопедической стоматологии и травматологии, и может быть использовано для изготовления внутрикостных эндопротезов на титановой основе.

Изобретение относится к изготовлению сплавов на основе никелида титана, применяемых для медицинских имплантатов. Способ изготовления литых изделий включает переплав металлического полуфабриката индукционной центробежной плавкой в карборундовом тигле.

Изобретение относится к медицине, а именно к ортопедической стоматологии и травматологии, и может быть использовано для изготовления внутрикостных эндопротезов на титановой основе.

Изобретение относится к медицине, а именно к медицинской технике, и может быть использовано для плазменно-иммерсионной ионной модификации поверхности изделия (имплантаты) из сплава на основе никелида титана медицинского назначения.

Изобретение может быть использовано при получении комбинированных пористо-монолитных имплантатов на основе никелида титана для применения в медицине. Шихта на основе порошка никелида титана содержит активирующую добавку в количестве 10-20 вес.% от общего веса шихты, включающую от 60 до 65 ат.% порошка титана электролитического с размерами частиц в интервале 40-70 мкм и от 40 до 35 ат.% порошка никеля карбонильного с размерами частиц в интервале 10-40 мкм.

Изобретение относится к области медицинской техники, а именно к ортопедической стоматологии, и может быть использовано при изготовлении внутрикостных имплантатов.

Изобретение относится к области медицины. Описано многослойное биоактивное покрытие титанового имплантата, вводимого в костную ткань человека, полученное атомно-слоевым осаждением и состоящее, по крайней мере, из слоев одного оксида переходного металла, выбранных из группы, включающей слои оксида титана, слои из оксида циркония, слои из оксида гафния, слои из оксида тантала, слои из оксида ниобия, из слоев многокомпонентного оксида (TiO2)x(Ta2O5)1-x, где х равен 0,8-0,95 со структурой твердого раствора на основе тетрагональной кристаллической решетки, с контролируемой толщиной покрытия, определяемой числом повторяющихся циклов осаждения соответствующих прекурсоров - химических реагентов в виде жидких органометаллических соединений указанных переходных металлов и воды.

Изобретение относится к области медицины и может быть использовано в стоматологической имплантологии в отделениях челюстно-лицевой хирургии и поликлинических стоматологических учреждениях.

Изобретение относится к медицине. Описан способ получения детонационного биосовместимого покрытия на медицинский имплантат, включающий механическую и химическую подготовку поверхности титанового имплантата, и затем осуществляют формирование покрытия путем напыления порошка гидроксиапатита на титановый имплантат.

Изобретение относится к получению пористых структур на поверхности изделий из титана или его сплава и может быть использовано при изготовлении эндопротезов и зубных имплантатов на титановой основе, для подготовки поверхности титановых имплантатов под нанесение биосовместимых покрытий, а также для получения носителей катализаторов и композитных материалов. Способ включает формирование на поверхности изделий из титана или его сплава слоя, содержащего карбид титана, с последующим травлением в азотной кислоте, при этом упомянутый слой формируют путем электродуговой обработки катодно-поляризованного титана или его сплава с использованием перемещаемого над обрабатываемой поверхностью графитового анода при силе тока дугового разряда не менее 60 А в 0,1-0,2% водном растворе NaCl, а травление ведут в азотной кислоте с концентрацией не менее 10 мас.% до полного растворения карбида титана, затем промывают обработанную поверхность водой и сушат на воздухе. Технический результат - увеличение толщины и пористости получаемого на поверхности титана или его сплава пористого слоя при одновременном формировании сложного внутреннего рельефа пор. 2 з.п. ф-лы, 3 ил., 4 пр.

Изобретение относится к медицине. Описан способ, который включает внесение фосфата кальция в 5-20% раствор ортофосфорной кислоты до насыщения, затем имплантат помещают в этот раствор и проводят гальваническое нанесение кальция-фосфатного покрытия при напряжении 80-400 В, частоте импульсов 50-150 Гц, плотности тока 0,2-1,0 А/мм2, в течение 10-60 мин, времени импульсов 50-300 мкс, рН электролита 6,5-8,0 и температуре электролита 25-40°С, и изделие промывают дистиллированной водой, проводят обжиг изделия при температуре 400-1200°С в течение 30-60 мин до образования коралловидной разветвленной структуры покрытия толщиной 5-80 мкм, затем изделие помещают в раствор с метаболитами лактобактерий или колибактерий на 10-30 мин при температуре 18-25°С. Способ позволяет получать покрытия различной толщины, пористости, плотности, шероховатости, эластичности в зависимости от назначения изделия и исключает возможность размножения бактерий в периимплантационной зоне. 1 табл., 2 пр.
Изобретение относится к области медицины, хирургии. При хирургическом лечении пациентов с патологией наружного и среднего уха выполняют санацию полости. Плотно заполняют полость порошком никелида титана, состоящим из частиц размером в продольном направлении 0,5 мм, а в поперечном - 0,3 мм. Способ позволяет осуществлять лечение и облитерировать костные полости, врожденные и послеоперационные свищи, обеспечивает заполнение объема полости, способствует хорошему прорастанию соединительной ткани за счет использования имплантационного материала - порошка никелида титана с частицами заданной величины и формы. 2 пр.

Настоящее изобретение относится к области биосовместимых компонентов, предназначенных для контакта с живыми клетками и тканью, в частности к имплантатам, предназначенным для имплантации в живую ткань. Биосовместимый компонент, предназначенный для имплантации в живую ткань, который имеет поверхность, предназначенную для контакта с живой тканью, отличается тем, что поверхность содержит частицы оксида металла, при этом указанные частицы имеют средний размер частиц менее 25 нм, при этом частицы имеют распределение по размеру частиц, полученное с помощью сканирующего измерителя подвижности частиц с электрораспылением (ES-SMPS), до 40%, при этом частицы образуют нанопористый слой и частицы равномерно распределены по всему указанному слою. Биосовместимый компонент может индуцировать раннее образование зародышей кристаллизации гидроксиапатита in vivo и тем самым способствовать остеоинтеграции имплантата. 2 н. и 34 з.п. ф-лы, 5 пр., 6 табл., 16 ил.

Изобретение относится к области медицинской техники, а именно к покрытиям имплантатов на основе титана и его сплавов и способам их получения, и может быть использовано в ортопедической стоматологии. Способ модифицирования поверхности титановых имплантатов включает предварительную механическую очистку и химическую обработку поверхности в растворе фосфорной кислоты с последующим промыванием дистиллированной водой и этиловым спиртом, оксидирование в воздушной атмосфере. На образовавшийся плотный слой рутила погружением имплантата в золь, полученный гидролизом тетрахлорида титана, наносят слой продуктов гидролиза титана, при прокаливании которых образуется прочно связанный с рутилом слой биологически активного анатаза островковой структуры. Предлагаемое изобретение позволяет уменьшить приживаемость микроорганизмов (на примере штамма Staphylococcus epidermidis) в 3 раза. 1 ил., 1 пр.
Изобретение относится к области медицины, а именно к способу нанесения антиадгезивного антибактериального покрытия на ортопедические имплантаты из титана и нержавеющей стали, включающему нанесение покрытия на предварительно обработанную поверхность металлического имплантата, при этом поверхность металлических имплантатов из титана и нержавеющей стали подвергают очистке методом ионного травления в герметичной камере, которую предварительно вакуумируют до остаточного давления 9⋅10-5-1⋅10-6 Торр, с последующим заполнением камеры аргоном и вакуумированием камеры до остаточного давления 4⋅10-4-1⋅10-3 Торр, а ионное травление выполняют ионами аргона с энергией 0,7-3,0 кэВ в течение 4-8 мин, затем на поверхность ортопедических имплантатов из титана и из нержавеющей стали наносят дуальным распылением с двух магнетронных источников антиадгезивное антибактериальное покрытие в виде атомов серебра и углерода в виде тетраэдрического алмаза типа ta-C, причем используют магнетронный источник углеродной плазмы с мощностью 95-108 Вт, источник атомов серебра с мощностью 2-20 Вт и ионный источник стимулирования процесса нанесения покрытия ионами аргона с энергией ионов инертного газа аргона от 0,1 до 1,5 кэВ, а процесс нанесения антиадгезивного антибактериального покрытия продолжают в заполненной аргоном и вакуумированной до остаточного давления 4⋅10-4-1⋅10-3 Торр камере, при этом наносят на металлическую поверхность ортопедических имплантатов двухкомпонентное антиадгезивное антибактериальное биосовместимое нанопокрытие толщиной от 9 до 1180 нм, содержащее наногранулы шарообразной формы из высокочистого серебра не ниже 99,9% чистоты размером 4,5-9,5 нм со сформированным на их поверхности сплошным покрытием углерода в виде тетраэдрического алмаза типа ta-C толщиной 0,4-1,2 нм. При этом в качестве магнетронного источника атомов углерода при дуальном распылении с двух магнетронных источников используют графит марки МПГ-7, АРВ или ВЧ. Способ обеспечивает высокие антиадгезивные свойства и высокую биосовместимость в различных физиологических средах организма пациента. 1 з.п. ф-лы, 5 пр.

Изобретение относится к медицине. Описан способ изготовления саморасширяющегося периферического стента из сплава на основе никелида титана с эффектом памяти формы (ЭПФ) и сверхэластичности с модифицированной поверхностью. Способ включает лазерную вырезку заготовки стента, термомеханическую обработку, очистку и модификацию поверхностей стента ускоренными ионами кремния, при этом термомеханическую обработку проводят путём последовательных отжигов заготовки на цилиндрических оправках со ступенчатым увеличением диаметра оправок, при этом увеличение диаметра заготовки стента при перемещении его с одной оправки на другую составляет 20÷50 %. Стент предназначен для длительной эксплуатации в кровеносных сосудах организма и обладает коррозионной стойкостью, биосовместимостью и не токсичностью в биологических средах. 6 з.п. ф-лы, 3 ил., 1 пр.

Изобретение относится к области медицины, конкретно к пористым инкубаторам клеточных культур на основе никелида титана, предназначенным для замещения функций поврежденного травмой или заболеванием органа. Проницаемый инкубатор из никелида титана содержит насыщаемый клеточной суспензией объемный массив с пористой структурой, образованный переплетением поверхностно-пористой никелид-титановой нити диаметром от 25 до 40 мкм. Изобретение обеспечивает увеличение относительного объема вмещаемой клеточной суспензии, облегчение процесса насыщения инкубатора клеточной суспензией, уменьшение риска травматичности за счет повышения механической совместимости с мягкотканным окружением, а также пролонгирование срока действия инкубатора за счет замедления инкапсулирования при умеренных темпах иммунной деградации трансплантированных клеток. 3 з.п. ф-лы, 5 ил., 1 табл.

Группа изобретений относится к медицине. Способ изготовления имплантата для протезирования костей черепа, повторяющего геометрию костей черепа, подлежащих протезированию, и прилегающего к краям отсутствующей части черепа, то есть дефекта черепа, заключается в том, что включает следующие стадии: делают компьютерную томографию черепа с дефектами; со снимков, полученных с томограммы, создают объемное изображение черепа с дефектами, подлежащими редактированию, то есть цифровую трехмерную модель черепа при помощи программного обеспечения; осуществляют редактирование объемного изображения, виртуально вырезая по меньшей мере часть черепа с отсутствующей частью кости с получением цифровой трехмерной модели и ее файла; виртуально проектируют на основе томограммы отсутствующую часть кости черепа с получением ее цифровой трехмерной модели и ее файла; на основе полученных файлов цифровых трехмерных моделей на 3D-принтере изготавливают трехмерную пластиковую модель отсутствующей части кости черепа и трехмерную пластиковую модель по меньшей мере части черепа с отсутствующей частью кости черепа; изготавливают сетчатую перфорированную плоскую заготовку со сквозными отверстиями из титана или титанового сплава по размеру поверхности полученной пластиковой модели отсутствующей части кости черепа с нахлестом, отрезая, при необходимости, излишек; полученную плоскую заготовку имплантата изгибают методом пластической деформации по поверхности сборки, состоящей из пластиковой модели отсутствующей части кости черепа и из пластиковой модели по меньшей мере части черепа с отсутствующей частью кости черепа, формируя перед проведением операции изогнутую сетчатую перфорированную пластину со сквозными отверстиями в виде изогнутого тела. Имплантат для протезирования костей черепа, полученный вышеуказанным способом, представляет собой изогнутое тело, выполненное в виде сетчатой перфорированной пластины из титана или титанового сплава со сквозными отверстиями, являющимися крепежными элементами, повторяющей геометрию костей черепа, подлежащих протезированию, и точно прилегающей к краям дефекта черепа - отсутствующей части черепа, имеющей перемычки между отверстиями сетчатой пластины и в которой по меньшей мере один крайний ряд отверстий откалиброван по наружному периметру, при этом изогнутая сетчатая пластина со сквозными отверстиями прикреплена к костям черепа при помощи крепежных средств через сквозные отверстия сетчатой пластины, зеркально замещающей любые кости головного и лицевого черепа. Изобретения обеспечивают повышение точности прилегания имплантата к краям части черепа вокруг отсутствующей части черепа (иначе говоря, дефекта) и исключение необходимости изгиба пластины во время операции и ее подгонки под размер дефекта, что резко снижает трудоемкость операции в целом. 2 н. и 22 з.п. ф-лы, 15 ил.

Изобретение относится к области медицинской техники, а именно к способу изготовления медицинских изделий, в частности к изготовлению каркасов эндоваскулярных протезов аортального клапана сердца. Способ изготовления каркаса эндоваскулярного протеза аортального клапана сердца включает лазерную резку трубчатого элемента из никель-титанового сплава испарением металла, пескоструйную обработку изделия, формование и полировку. После пескоструйной обработки изделие растягивают, последовательно используя формовочные цилиндры разного диаметра от меньшего диаметра к большему, на которых изделие погружают в расплав твердых электролитов, нагретый до температуры 350-600°С на 5-120 мин с последующим охлаждением в воде. Затем придают изделию форму, используя разъемную формообразующую матрицу в виде асимметричных песочных часов, состоящую из нижнего и верхнего конусообразных сегментов разного диаметра, на поверхности которых выполнены пазы, повторяющие рисунок ячеек каркаса. Помещенное на формообразующей матрице изделие выдерживают в расплаве твердых электролитов при температуре 350-600°С в течение 10-120 мин. Затем охлаждают в воде. После нагревают в вакуумной печи при температуре 650-800°С в течение 30-60 мин. Затем охлаждают в воде, а после нагревают в вакуумной печи при температуре 350-550°С в течение 60-120 мин. Затем каркас охлаждают в воде и полируют. Техническим результатом способа изготовления каркаса является предотвращение растрескивания и изломов в местах соединения ячеек, получение правильно сформированных ячеек каркаса, достигается равномерность распределения усилий при сжатии каркаса в системе доставки и улучшение радиальной растяжимости каркаса при сохранении жесткости, достигается уменьшение диаметра каркаса в сжатом состоянии равным 12Fr-14Fr. 4 з.п. ф-лы, 1 табл., 1 пр.

Изобретение относится к области медицины, в частности к способам получения костных имплантов на основе титана с биоактивным покрытием. Для этого на пористую основу, содержащую титан, наносят 12-14 водную суспензию гидроксиапатита в течение 2-3 сек. Затем материал помещают в 2-3-ную водную суспензию ГАП и импрегнируют в вакууме при 2·10-10÷9·10-10 мм рт. ст. в трех-пятикратном пульсационном режиме. Соотношение между длительностью импульса и паузы составляет от 3-5 до 10-15. Изобретение обеспечивает технологически простой способ получения биомедицинского материала на основе пористого титана, позволяющий достичь равномерного и прочного покрытия во всем объеме пор материала и сохранить биологическую активность ГАП. 1 ил., 4 пр.

Наверх