Протез суглоба з титанового сплаву

Винахід відноситься до медицини. Протез суглоба зі стрижнем з титанового сплаву, у якого, як мінімум, стрижень виконаний методом прецизійного лиття і має центровану кубічну кристалічну структуру. Титановий сплав з такою кристалічною структурою, так званий бета-титановий сплав, має більш низький модуль пружності, що переважно з точки зору вимог фізіології. Крім того, виготовлення у вигляді готового відливання дозволяє виготовляти складні форми. 9 з.п. ф-ли, 5 мул.

Винахід відноситься до протезу суглоба зі стрижнем з титанового сплаву.

Великі суглоби людського тіла схильні до високої механічної навантаженні. Суглоби рухового апарату повинні нести вагу тіла, до того ж вони роблять рух при кожному кроці. Тому кістки, що несуть суглоби, мають потужну кортикальну структуру. Їх цілісність важлива для якісної роботи суглоба. Те ж саме стосується також і суглобів рук. Хоча на них вагова навантаження менше, проте вони роблять більше рухів, тому схильні до істотного зносу. До того ж вони мають менші розміри і більш схильні до пошкоджень.

Протези, передбачені для тривалої імплантації (ендопротези), повинні мати не тільки достатні механічні властивості для забезпечення бажаної функціональності, але вони також повинні мати і максимально можливу биосовместимость, щоб пацієнт міг переносити їх протягом тривалого періоду. Саме останній аспект має дуже велику важливість, так як можливо виникають непереносимості зазвичай вимагають експлантаціі протеза. Це прирівнюється до виходу протеза з ладу.

В основу винаходу покладено завдання поліпшити протез суглоба названого спочатку типу таким чином, щоб досягався більш фізіологічний перенесення навантаження.

Рішення, запропоноване винаходом, полягає в протезі суглоба з ознаками незалежного пункту формули. Переважні варіанти удосконалення є предметом залежних пунктів формули.

Згідно винаходу в протезі суглоба зі стрижнем з титанового сплаву передбачено, що, як мінімум, стрижень виконаний методом прецизійного лиття і має центровану кубічну кристалічну структуру (так званий бета-титановий сплав).

З'ясувалося, що за допомогою протеза суглоба може досягатися явно менший модуль пружності. Залежно від використаного титанового сплаву і виконаної теплової обробки можуть досягатися значення до приблизно 60000 Н / мм 2. Це практично відповідає зменшенню в два рази досягається раніше з титановими сплавами модуля пружності. Крім того, винахід передбачає, що принаймні один стрижень виконується методом прецизійного лиття. Це дозволяє надавати протезу більш складні форми. Способи кування, які до сих пір використовуються в основному для протезів з титану, дозволяють виготовляти тільки відносно прості конструкції. Завдяки винаходу це обмеження долається. Таким чином, протези, виконані відповідно до винаходу, можуть бути краще приведені у відповідність прийнятих навантажень. Так, наприклад, формування протеза може варіюватися більш гнучко, залежно від відповідних локальних навантажень. Протез повинен бути міцніше і жорсткіше тільки на тих ділянках, де виникають великі навантаження; в іншому він може бути виконаний менш міцним і більш пружним. Це дозволяє і далі поліпшувати коригування протеза відповідно до анатомічними умовами. Крім того, такі елементи кріплення, як виступи, можуть просто бути виконані заодно з протезом. Може бути передбачено більшу кількість і більш складні елементи кріплення. Таким чином протез краще підходить для безцементного імплантації. Це і є заслугою винаходи, що такі складні форми, які практично неможливо реалізувати за рахунок кування, можуть бути реалізовані також і в протезах з бета-титанових сплавів. Як правило, протез виготовляють способом прецизійного лиття разом зі стрижнем у вигляді єдиного елемента, потім його піддають тепловій обробці, проте не слід принципово виключати можливість складання протеза з декількох частин, включаючи стрижень.

Переважно винахід може бути застосовано для штучних тазостегнових суглобів, а саме, зокрема, для протезів стегна.

Вони відносяться до протезів з максимальним навантаженням і мають стрижень складної форми для імплантації в стегно. З'ясувалося, що саме у верхній області стегна швидше виникають явища дегенерації, якщо імплантований занадто жорсткий протез. Вихід протеза з ладу є частим наслідком. При протезі стегна відповідно до винаходу модуль пружності явно менше і тим самим набагато ближче до фізіологічних характеристик кісткового матеріалу у верхній області стегна. Протез стегна успішно протидіє небезпеки дегенерації. Те ж саме стосується і варіанти виконання протеза колінного суглоба, які, як правило, мають відносно довгі стрижні.

Переважно титановий сплав є титаново-молібденовим сплавом. За рахунок додавання молібдену досягається стабілізація так званої бета-фази титанового сплаву. Вона дозволяє формуватися необхідної центрованої кубічної кристалічної структурі, середній розмір зерна якої становить, як мінімум, 0,3 мм, переважно - 0,5 мм. Молібден як елемент сплаву на відміну від інших елементів сплаву, які також викликають стабілізацію бета-фази, зокрема ніобію або ванадію, має більш низьку токсичність. Зниження токсичності є суттєвою перевагою для протеза, передбаченого для довгострокової імплантації.

Краще робити, як мінімум, стрижня протеза, пропонованого у винаході, шляхом ізостатичного гарячого пресування і відпалу в області твердого розчину. З'ясувалося, що в матеріалі, що пройшов таку теплову обробку, досягаються істотні поліпшення щодо крихкості. За рахунок ізостатичного гарячого пресування здійснюється протидія несприятливим ефектів на підставі збагачення молібдену в дендритах при збідненості залишкового розплаву, за рахунок того що в розчин вносяться междендрітние опади. Ізостатичне гаряче пресування виконують при температурі, яка відповідає, як максимум, бета-температурі трансуса титанового сплаву і, як мінімум, на 100 ° С нижче бета-температури трансуса. Сприятливим є температура нижче бета-температури трансуса, а саме до 100 ° С нижче її. Для тітаномолібденового сплаву з 15% часткою молібдену хороші результати отримані при температурах в діапазоні від 710 ° С до 760 ° С, переважно приблизно 740 ° С. За рахунок відпалу в області твердого розчину досягається поліпшення дуктільності сплаву. Для відпалу в області твердого розчину себе зарекомендували температури, як мінімум, в діапазоні 700 ° С-880 ° С, переважно в діапазоні від 800 ° С до 860 ° С. Попередня теплове навантаження до або після ізостатичного гарячого пресування не потрібно. Для охолодження після відпалу в області твердого розчину стрижень переважно гартують водою.

Винахід далі пояснюється з посиланням на креслення, на якому представлений кращий приклад реалізації винаходу. На кресленні показані:

Фиг.1 - схематичний вигляд першого прикладу реалізації протеза суглоба, пропонованого у винаході;

Фиг.2 - схематичний вигляд інший приклад реалізації протеза суглоба, пропонованого у винаході;

Фіг.3 - зображення кристалічної структури безпосередньо після прецизійного лиття (при 1000-кратному збільшенні);

Фіг.4 - зображення кристалічної структури після ізостатичного гарячого пресування і відпалу в області твердого розчину;

Фіг.5 - таблиця з механічними властивостями протеза, пропонованого у винаході.

Показаний на фіг.1 приклад реалізації показує протез стегна для штучного кульшового суглоба. Він може взаємодіяти з імплантованим в кістки таза компонентом 2 вертлюжної западини. Протез 1 стегна має довгий стрижень 10 в якості елемента кріплення на кістки і шийку 11, приєднаної під тупим кутом. На кінці, протилежному стрижня, розташована головка 12 шарніра, який разом з підшипникової вставкою 22 компонента 2 вертлюжної западини утворює кульовий шарнір. Для імплантації виконується повна або часткова резекція шийки стегна з його голівкою, і відкривається доступ до костномозговой порожнини стегна. Через цей доступ стрижень 10 протеза 1 стегна вводиться в костномозговую порожнину і закріплюється в ній. В залежності від варіанту виконання як кріпильний засобу передбачено цемент, або фіксація виконується без цементу.

Завдяки винаходу, використовуючи спосіб прецизійного лиття, можна легко виготовляти також і складні форми. Так, наприклад, протез 1 стегна на своєму стержні 10 має безліч виїмок і виступів пилкоподібної форми. Вони служать для поліпшеного кріплення протеза 1 стегна в стегні і дозволяють виконувати імплантацію без цементу. Передбачено кілька канавок 14, що проходять в поздовжньому напрямку стрижня 10. Вони розташовані як на передній, так і на задній стороні стержня 10, але можуть бути розташовані також і на бічних сторонах. У верхній частині стрижня 10 передбачені кілька рядів з виступами 15 пилкоподібної форми. Крім того, на переході до шийки 11 передбачено кільце 13, розташоване по периметру. Воно може бути виконане як окремий елемент, але завдяки винаходу воно може бути виконано як одне ціле зі стрижнем 10 і шийкою 11. В принципі слід віддати перевагу монолітне виконання протеза, за винятком замінних, або опціональних змінних, або швидкозношуваних частин. Крім того, на стрижні 10 передбачений фіксуючий виступ 16, що межує з кільцем 13, в якості запобіжника обертання. Протези суглобів, що мають такого роду складні форми, можуть звичайно виготовлятися тільки з TiAl6V4. Але він має іншу, несприятливу кристалічну структуру і тим самим небажано високий модуль пружності.

Винахід можна з перевагами використовувати також і в інших типах протезів суглобів. На фіг.2 показаний ще один приклад реалізації - протез колінного суглоба. Він включає в себе компонент 31 стегна і компонент 30 великогомілкової кістки. Компонент 31 стегна має довгий стрижень 33 в якості елемента кріплення в кістки. Він утворений для імплантації в центральний канал стегна, відкритий за допомогою розрізу природного колінного суглоба. Як і в разі протеза стегна, також і тут виникає проблема дегенерації навколишнього кортикальной структури при занадто жорсткому виконанні протеза 3 колінного суглоба, зокрема його стержня 33. Те ж саме стосується і стержня 32 для компонента 30 великогомілкової кістки.

Протез суглоба, запропонований у винаході, може бути застосований також і для інших суглобів, наприклад в лікті або в плечі.

Далі розкритий спосіб реалізації винаходу.

Вихідний матеріал - бета-титановий сплав з часткою молібдену в 15% (TiMo15). Цей сплав можна придбати в звичайних магазинах у формі маленьких злитків (виливків).

На першому кроці виконують прецизионное лиття частин протеза кульшового суглоба. Для розплаву і лиття TiMo15 передбачена ливарна установка. Переважно використовують вакуумно-індукційну плавильно-литьевую установку з тиглем з холодними стінками. За допомогою такої установки можна досягати високих температур, які необхідні дл надійного плавлення TiMo15. Точка розплаву TiMo15 становить приблизно 1770 ° С плюс приблизно 60 ° С для надійного прецизійного плавлення. Тобто в цілому повинна бути досягнута температура в 1830 ° С. Потім прецизионное лиття розплаву виконують за допомогою відомих способів, наприклад з восковими матрицями і керамічними формами як тимчасовий форми. Такі техніки прецизійного лиття відомі для прецизійного лиття TiAl6V4. Виходить кубічно Центрованим кристалічна структура. Мікроструктура показана на Фіг.3.

Виливки, вийняті після прецизійного лиття з ливарних форм, піддають тепловій обробці. Для цього передбачено ізостатичне гаряче пресування (ІГП), а саме при температурі трохи нижче бета-температури трансуса. Вона може знаходитися в діапазоні від 710 ° С до 760 ° С, кращим чином вона дорівнює приблизно 740 ° С при тиску аргону от 1100 до 1200 бар. Доцільно видалити можливо виникає при литті крайову зону в формі твердого, ламкого шару (так званий α-шар) за рахунок того, що труїть. Зазвичай цей шар має товщину приблизно 0,03 мм.

Після ізостатичного гарячого пресування виливки мають низьку дуктильність. Передбачається, що крихкість виникає через вторинних опадів під час ізостатичного гарячого пресування і подальшого, як правило, повільного охолодження від температури ізостатичного гарячого пресування.

Щоб внести ці заважають опади у розчин, виливки отжигают в камерній печі в захисному середовищі аргону. Для цього вибирають температурний діапазон приблизно 700 ° C-860 ° С, протягом декількох, зазвичай двох годин. При цьому існує зворотна залежність температури і тривалості, при більш високій температурі досить меншої тривалості і навпаки. Після відпалу в області твердого розчину виливки гартують холодною водою. Отримана в результаті мікроструктура показана на фіг.4.

Досягнуті після відпалу в області твердого розчину механічні властивості представлені в таблиці на фіг.5.

Визнано, що модуль пружності знижується з підвищенням температури при відпалі в області твердого розчину, а саме до значень до 60000 Н / мм 2. Коефіцієнти в'язкості поліпшуються зі зниженням міцності і твердості. Так, після двогодинного відпалу в області твердого розчину при 800 ° С досягається модуль пружності в 60000 Н / мм 2 при відносному подовженні при розриві приблизно 40% і межі міцності при розриві Rm в приблизно 730 Н / мм 2.

1. Протез суглоба зі стрижнем з титанового сплаву, який відрізняється тим, що принаймні, стрижень (10, 32, 33) виконаний методом прецизійного лиття і має центровану кубічну кристалічну структуру.

2. Протез суглоба по п.1, що відрізняється тим, що він являє собою протез (1) стегна.

3. Протез суглоба по п.1, що відрізняється тим, що він являє собою протез (1) колінного суглоба.

4. Протез суглоба за допомогою одного з пп.1-3, що відрізняється тим, що титановий сплав є титаново-молібденовий сплав.

6. Протез суглоба за допомогою одного з пп.1-3, 5, що відрізняється тим, що середній розмір зерна кристалічної структури становить як мінімум 0,3 мм, кращим чином 0,5 мм.

7. Протез суглоба за допомогою одного з пп.1-3, 5, що відрізняється тим, що принаймні, стрижень (10, 32, 33) піддався ізостатичним гарячого пресування і відпалу в області твердого розчину.

8. Протез суглоба по п.7, що відрізняється тим, що ізостатичне гаряче пресування виконано при температурі, яка відповідає як максимум бета-температурі трансуса титанового сплаву і як мінімум на 100 ° С нижче бета-температури трансуса.

9. Протез суглоба за допомогою одного з пп.1-3, 5, 8, який відрізняється тим, що титановий сплав не містить ванадію і алюмінію.

10. Протез суглоба за допомогою одного з пп.1-3, 5, 8, який відрізняється тим, що титановий сплав не містить вісмуту.

Група винаходів відноситься до медицини. Приймач протеза виконаний у вигляді чашки, що має верхню першу частину і нижню другу частину. Зазначені перша і друга частини мають різні радіуси. Центри радіусів першої та другої частин віддалені один від одного на перше відстань, що вимірюється уздовж торцевої кромки чашки, і на друге відстань, що вимірюється уздовж осі чашки. Система елементів протеза, що містить згаданий приймач і головку для сполучення з приймачем. Винаходи забезпечують запобігання можливості спотворення сферичної поверхні головки і погіршення властивостей опорної поверхні. 2 н. і 19 з.п. ф-ли, 12 іл.

Винахід відноситься до медицини. Медичний пристрій для зменшення ризику пошкодження щонайменше одного з таких принципів: стегнова кістка, тазова кістка, компоненти протезного тазостегнового суглоба і кріплення, розташоване між протезним тазостегновим суглобом і стегнової кісткою і / або тазової кісткою, містить першу частину, другу частину і вивільняє елемент, виконаний в першому положенні з можливістю утримування першої частини в з'єднанні з другою частиною і виконаний у другій позиції з можливістю вивільнення першої частини з другої частини. Вивільняє елемент виконаний з можливістю зміни свого становища з першого положення на друге положення при додатку попередньо заданої напруги до цього вивільняється елементу. Зазначене медичний пристрій додатково містить елемент настройки для настройки попередньо заданої напруги, необхідного для зміни положення вивільняє елемента з першого положення на друге положення. Винахід забезпечує зменшення ускладнення після хірургічної операції тазостегнового суглоба шляхом запобігання вивиху кульшового суглоба і розхитування протеза в місці його кріплення в стегнової кістки. 19 з.п. ф-ли, 36 іл.

Надати фінансову допомогу
проекту FindPatent.ru