ЯЧЕИСТАЯ СТРУКТУРА ИМПЛАНТАТОВ CELLULAR STRUCTURE OF IMPLANTS
Предлагаемое изобретение относится к области медицины, а именно к травматологии и ортопедии.The present invention relates to medicine, namely to traumatology and orthopedics.
Известны конструкции имплантатов, применяемых в травматологии и ортопедии, представляющие собой стержневые системы и изготовленные из титана или титановых сплавов методом литья [1] или прокатки [2]. Они применяются, в основном, для протезирования коленных суставов. Структура титанового литья или проката представляет собой сплошной (беспористый) металл, получаемый методом отливки в печах вакуумно-дугового переплава и последующей обработкой давлением, включая прессование, ковку и прокатку, а при необходимости и горячую объемную штамповку [3]. Known designs of implants used in traumatology and orthopedics, which are rod systems and made of titanium or titanium alloys by casting [1] or rolling [2]. They are used mainly for prosthetics of the knee joints. The structure of titanium casting or rolling is a solid (non-porous) metal obtained by casting in vacuum arc remelting furnaces and subsequent pressure treatment, including pressing, forging and rolling, and, if necessary, hot stamping [3].
Недостатком упомянутых структур имплантатов является отсутствие пор, которые могут выполнять несколько функций. Во-первых, наличие пор снижает массу имплантата, приближая ее к массе костного материала. Во-вторых, определенная архитектура расположения пор позволяет обеспечить улучшение совместимости с костью за счет прорастания костной ткани в поровое пространство. В-третьих, пористые структуры обеспечивают более приемлемый для имплантатов уровень физико-механических свойств: упругости, демпфируемости и т.д.[4]. The disadvantage of these implant structures is the absence of pores that can perform several functions. Firstly, the presence of pores reduces the mass of the implant, bringing it closer to the mass of bone material. Secondly, the specific architecture of the location of the pores allows for improved compatibility with bone due to the germination of bone tissue in the pore space. Thirdly, porous structures provide a more acceptable level of physical and mechanical properties for implants: elasticity, damping, etc. [4].
Такой недостаток устранен в других технических объектах, которые представляют собой пористые структуры, создаваемые тем или иным способом. This disadvantage is eliminated in other technical objects, which are porous structures created in one way or another.
Например, патентами US2017252165 [5] и RU2576610 [6] предложена группа изобретений, в которой пористая структура имплантата содержит ряд ветвей, причем каждая ветвь имеет первый конец, второй конец и непрерывное удлиненное тело между указанными первым и вторым концами, причем указанное тело имеет толщину и длину; и содержит ряд узлов, причем каждый узел содержит пересечение одного из концов первой ветви с телом второй ветви, при этом в каждом узле пересекаются не более двух ветвей. Имплантат такой конструкции имеет тем самым открытую пористость, т.е. все его поры сообщаются с внешней средой либо сами по себе, либо через соседние поры.For example, patents US2017252165 [5] and RU2576610 [6] propose a group of inventions in which the porous structure of the implant contains a number of branches, each branch having a first end, a second end and a continuous elongated body between said first and second ends, said body having a thickness and length; and contains a number of nodes, and each node contains the intersection of one of the ends of the first branch with the body of the second branches, while in each node no more than two branches intersect. An implant of this design thereby has open porosity, i.e. all its pores communicate with the external environment either by themselves or through neighboring pores.
Пористые структуры имплантатов неоднократно усложнялись различными методами. Патентами [7, 8] предусмотрено создание хирургического имплантата, обеспечивающего улучшение совместимости с костью и/или устойчивости к износу. Имплантат состоит из поверхностной и центральной областей. При этом доля объема пор в пределах пористой поверхностной области составляет от 20 до 50%. Поры взаимно соединены и, по существу, равномерно распределены в пределах пористой поверхностной области. По меньшей мере некоторые из пор имеют размер в диапазоне от 100 до примерно 750 мкм. Пористая поверхностная область имеет толщину по меньшей мере примерно 1 мм, а предпочтительно - от примерно 2 до примерно 5 мм. Различные области в пределах пористой поверхностной области имеют различное распределение размеров пор и/или различную долю объема пор, так что в пределах пористой поверхностной области существует градиент размеров пор и/или доли объема пор. Область сердцевины имеет плотность от 0,7 до 1,0 от теоретической плотности. Область сердцевины и/или пористая поверхностна я область выполнены из титана, титана коммерческой чистоты, нержавеющей стали, сплавов на основе титана, титан-алюминий-ванадиевых сплавов, титан-алюминий-ниобиевых сплавов или сплавов на основе кобальта- хрома. Область сердцевины и/или пористая поверхностная область выполнены из сплавов Ti-6A1-4V, Ti-6Al-7Nb, Stellite 211 или нержавеющей стали 316L. The porous structures of implants have been repeatedly complicated by various methods. Patents [7, 8] provide for the creation of a surgical implant that provides improved bone compatibility and / or wear resistance. The implant consists of the surface and central areas. Moreover, the proportion of pore volume within the porous surface region is from 20 to 50%. The pores are interconnected and substantially uniformly distributed within the porous surface region. At least some of the pores have a size in the range from 100 to about 750 microns. The porous surface region has a thickness of at least about 1 mm, and preferably from about 2 to about 5 mm. Different regions within the porous surface region have a different distribution of pore sizes and / or a different fraction of pore volume, so that within the porous surface region there is a gradient of pore sizes and / or fractions of pore volume. The core region has a density of 0.7 to 1.0 of the theoretical density. The core region and / or porous surface region are made of titanium, commercial grade titanium, stainless steel, titanium-based alloys, titanium-aluminum-vanadium alloys, titanium-aluminum-niobium alloys, or cobalt-chromium alloys. The core region and / or porous surface region are made of alloys Ti-6A1-4V, Ti-6Al-7Nb, Stellite 211 or stainless steel 316L.
В соответствии с патентом US7674426 [9] пористая биосовместимая металлическая деталь (ортопедический имплантат) содержит металлическую матрицу с порами и извлекаемым другим материалом. Извлекаемый материал удаляют перед спеканием первого порошкового металла. В конечном варианте изготовления пористость составляет от 50% до 90%. Недостатком аналога является нерегулярный вид пор и неравномерно распределенная пористость. По патенту US2011125284 [10] имплантат имеет пористую часть, которая определяется множеством твердых областей, где присутствует материал, и оставшейся множественностью областей пор, где материал отсутствует, местоположения, по меньшей мере, большей части множественности твердых областей определяется одной или несколькими математическими функциями. Характер пористой части может быть систематически изменен путем изменения одной или нескольких констант в математических функциях, а часть выполняется процессом изготовления твердых свободных форм. С помощью упомянутых математических функций имплантат может быть представлен как ячеистое тело, узлы которого входят в состав стереографических многоугольников, повторяющих кристаллические решетки, например, алмаза.In accordance with US7674426 [9], a porous biocompatible metal part (orthopedic implant) contains a metal matrix with pores and other material to be extracted. Recoverable material is removed before sintering the first powder metal. In the final embodiment, the porosity is from 50% to 90%. The disadvantage of this analogue is the irregular appearance of pores and unevenly distributed porosity. According to patent US2011125284 [10], the implant has a porous part, which is determined by the set of solid areas where the material is present, and the remaining set of pore areas where the material is absent, the location of at least most of the multiplicity of solid areas is determined by one or more mathematical functions. The nature of the porous part can be systematically changed by changing one or more constants in the mathematical functions, and the part is performed by the process of manufacturing solid free forms. Using the above mathematical functions, the implant can be represented as a cellular body, the nodes of which are part of stereographic polygons that repeat crystal lattices, for example, diamond.
Исследователи из голландских организаций (Faculty of Mechanical, Maritime and Materials Engineering, Delft University of Technology (TU Delft), Department of Orthopedics and Department of Rheumatology, University Medical Center Utrecht, Department of Metallurgy and Materials Engineering, KU Leuven) опубликовали результаты изучения аддитивно изготовленных пористых биоматериалов с открытой пористостью и порами, изготовленными из шести типов ячеек и определили их механические и морфологические свойства [11]. Эти типы ячеек: усеченный куб, усеченный кубооктаэдр, ромбокубооктаэдр и ромбический додекаэдр. Изменение формы элементарной ячейки позволяет регулировать уровень физико-механических характеристик, в том числе, модуля упругости. Таким образом, разработка новых структур пористых имплантатов ведется по пути изменения конфигурации ячеистого строения. Недостатком известных технических решений является создание такой архитектуры ячеек, для которых характерна открытая пористость. Из-за этого упругость имплантата зависит только от упругости системы ячеек и от упругости материала, из которого они изготовлены. Researchers from Dutch organizations (Faculty of Mechanical, Maritime and Materials Engineering, Delft University of Technology (TU Delft), Department of Orthopedics and Department of Rheumatology, University Medical Center Utrecht, Department of Metallurgy and Materials Engineering, KU Leuven) published the results of the study additively made porous biomaterials with open porosity and pores made from six types of cells and determined their mechanical and morphological properties [11]. These types of cells are: truncated cube, truncated cuboctahedron, rhombocuboctahedron and rhombic dodecahedron. Changing the shape of the unit cell allows you to adjust the level of physical and mechanical characteristics, including the modulus of elasticity. Thus, the development of new structures of porous implants is carried out along the path of changing the configuration of the cellular structure. A disadvantage of the known technical solutions is the creation of such a cell architecture, which is characterized by open porosity. Because of this, the elasticity of the implant depends only on the elasticity of the system of cells and on the elasticity of the material from which they are made.
Геометрия пор и перемычек между ними подвергалась рационализации, что изложено в публикациях [12- 15]. Наиболее близким аналогом к заявляемому объекту является объект, описанный в источнике [16]. Ячеистая структура имплантатов выполнена в виде объемной решетки с расположением узлов на поверхности пространственных фигур, соединенных перемычками. Пространственной фигурой в данном случае является куб, в котором узлы соединены стержнями, а внутри куба конструкционный материал отсутствует. Это позволяет создать материал с малой плотностью и достаточно малым модулем упругости. Набор пространственных фигур выполнен методом электроннолучевого последовательного наплавления, являющегося одним из способов аддитивных технологий.The geometry of pores and jumpers between them was rationalized, which is described in publications [12–15]. The closest analogue to the claimed object is the object described in the source [16]. The cellular structure of the implants is made in the form of a volumetric lattice with the arrangement of nodes on the surface of spatial figures connected by jumpers. The spatial figure in this case is a cube in which the nodes are connected by rods, and there is no structural material inside the cube. This allows you to create a material with a low density and a sufficiently small modulus of elasticity. A set of spatial figures is made by the method of electron beam sequential deposition, which is one of the methods of additive technologies.
Изготовление пространственной фигуры в виде стержневых систем имеет один недостаток, который хорошо известен в строительстве. Грань куба представляет собой квадрат, а квадрат в отличие от треугольника не обладает достаточно высокой жесткостью. Его легко можно превратить под воздействием даже небольшого усилия в ромб. Этого нельзя сделать для фигур типа треугольника или окружности. Поэтому предпочтительным вариантом изготовления несущей конструкции является применение простейших плоских фигур в виде треугольника или окружности. Соответственно, в объёмном отображении в последнем случае это окажется сфера, что и было использовано в предлагаемом объекте. В упомянутом источнике обозначен модуль упругости при плотности около 80% на уровне 5,1 ГПа. При создании имплантатов желательно достижение меньшего модуля упругости, что приближает материал к свойствам костного материала. Поэтому недостатком ближайшего аналога является слишком высокий модуль упругости. The manufacture of a spatial figure in the form of bar systems has one drawback, which is well known in construction. The face of the cube is a square, and a square, unlike a triangle, does not have a sufficiently high rigidity. It can easily be turned under the influence of even a small effort into a rhombus. This cannot be done for figures such as a triangle or a circle. Therefore, the preferred embodiment of the manufacture of the supporting structure is the use of simple planar figures in the form of a triangle or circle. Accordingly, in the volumetric display in the latter case, it will turn out to be a sphere, which was used in the proposed object. In the mentioned source, the modulus of elasticity is indicated at a density of about 80% at 5.1 GPa. When creating implants, it is desirable to achieve a lower modulus of elasticity, which brings the material closer to the properties of the bone material. Therefore, the disadvantage of the closest analogue is too high modulus of elasticity.
Задачей изобретения является улучшение упругих свойств имплантатов. The objective of the invention is to improve the elastic properties of implants.
Предлагаемая ячеистая структура имплантатов выполнена в виде объемной решетки с расположением узлов на поверхности пространственных фигур, соединенных перемычками. Структура отличается тем, что пространственной фигурой является полый шар, имеющий стенку, ограниченную наружной и внутренней сферическими поверхностями. В первом диаметральном сечении сферы выполнены первое и второе сквозные отверстия, имеющие первую общую ось, в плоскости, ортогональной этой оси и под углом 45° к первому диаметральному сечению выполнены третье и четвертое сквозные отверстия, имеющие вторую общую ось. В той же плоскости выполнены пятое и шестое отверстия, имеющие третью общую ось, которая ортогональна второй общей оси. При этом отверстия образуют основные сквозные каналы. На поверхности полого шара имеется восемь узлов, расположенных симметрично относительно центра полого шара.The proposed cellular structure of the implants is made in the form of a volumetric lattice with the arrangement of nodes on the surface of spatial figures connected by jumpers. The structure is characterized in that the spatial figure is a hollow ball having a wall, limited by the outer and inner spherical surfaces. In the first diametrical section of the sphere, the first and second through holes are made having a first common axis, in the plane orthogonal to this axis and at an angle of 45 ° to the first diametrical section, the third and fourth through holes are made having a second common axis. The fifth and sixth holes are made in the same plane, having a third common axis, which is orthogonal to the second common axis. In this case, the holes form the main through channels. On the surface of the hollow ball there are eight nodes located symmetrically with respect to the center of the hollow ball.
В узлах выполнены дополнительные ячейки, сообщающиеся между собой дополнительными каналами. Каналы в травматологии служат для прорастания костных тканей и обеспечивают наличие перекрестных путей для проникновения этих тканей. In the nodes, additional cells are made, communicating with each other by additional channels. Channels in traumatology serve to germinate bone tissue and provide cross paths for the penetration of these tissues.
В настоящее время металлические имплантаты стараются изготавливать из материалов, биологически совместимых с организмом человека. Поэтому предлагаемая пористая структура для медицинских имплантатов предпочтительно выполнена из титана или титанового сплава. Currently, metal implants are being tried to be made from materials that are biologically compatible with the human body. Therefore, the proposed porous structure for medical implants is preferably made of titanium or a titanium alloy.
На фиг. 1 представлен общий вид предлагаемой ячеистой структуры; на фиг. 2 - устройство ячейки по предлагаемому техническому решению, на фиг.З представлено расположение осей каналов, на фиг.4 изображено пересечение каналов. На фиг.5 представлена ячеистая структура с расположением основных каналов на просвет, а на фиг.6 - то же в ортогональном направлении. На фиг.7 изображено расположение узлов, на фнг.8 -дополнительных ячеек. На фиг.9 представлена ячеистая структура с расположением и основных и дополнительных каналов на просвет. На фиг.10 изображена расчетная схема имплантата в виде прямоугольной призмы на основе предлагаемой ячеистой структуры. На фиг.11 показано увеличенное изображение структуры с распределением эквивалентных напряжений. Предлагаемая ячеистая структура имплантатов выполнена в виде объемной решетки 1 с расположением узлов на поверхности пространственных фигур и соединенных перемычками (фиг. 1).In FIG. 1 shows a General view of the proposed cellular structure; in FIG. 2 - cell device according to the proposed technical solution, Fig. 3 shows the location of the axes of the channels, Fig. 4 shows the intersection of the channels. Figure 5 presents the cellular structure with the location of the main channels in the lumen, and figure 6 is the same in the orthogonal direction. Figure 7 shows the location of the nodes, in fng.8-additional cells. Figure 9 presents the cellular structure with the location of the main and additional channels to the lumen. Figure 10 shows the design diagram of the implant in the form of a rectangular prism based on the proposed cellular structure. 11 shows an enlarged image of the structure with the distribution of equivalent stresses. The proposed cellular structure of the implants is made in the form of a volumetric lattice 1 with the arrangement of nodes on the surface of spatial figures and connected by jumpers (Fig. 1).
Пространственной фигурой является полый шар 2 (фиг. 2), ограниченный наружной 3 и внутренней 4 сферическими поверхностями, в первом диаметральном сечении полого шара выполнены первое 5 и второе б сквозные отверстия (фиг. 3), имеющие первую общую ось 7 (фиг. 2 и 3). The spatial figure is a hollow ball 2 (Fig. 2), limited by the outer 3 and inner 4 spherical surfaces, in the first diametrical section of the hollow ball, the first 5 and second b through holes (Fig. 3) are made, having the first common axis 7 (Fig. 2 and 3).
В плоскости, ортогональной этой оси и под углом 45° к первому диаметральному сечению (фиг. 4) выполнены третье 8 и четвертое (не показано) сквозные отверстия, имеющие вторую общую ось 9, в той же плоскости выполнены пятое 10 и шестое (не показано) отверстия, имеющие третью общую ось 11, которая ортогональна второй общей оси 9. Наличие сквозных отверстий и их взаимное расположение позволяет обеспечить соответствующую конфигурацию основных сквозных каналов 12 ячеистой структуры при просмотре их вдоль длины имплантата (фиг.5), соответственно, видны основные сквозные каналы 13 в ортогональной плоскости (фиг.6). In the plane orthogonal to this axis and at an angle of 45 ° to the first diametrical section (Fig. 4), the third 8 and fourth (not shown) through holes are made having a second common axis 9, the fifth 10 and the sixth (not shown) are made in the same plane ) openings having a third common axis 11, which is orthogonal to the second common axis 9. The presence of through holes and their relative position allows for the appropriate configuration of the main through channels 12 of the cellular structure when viewed along the length of the implant (figure 5), respectively, the main through channels 13 in the orthogonal plane (Fig.6).
Каналы в травматологии служат для прорастания костных тканей и обеспечивают наличие перекрестных путей для проникновения этих тканей. Channels in traumatology serve to germinate bone tissue and provide cross paths for the penetration of these tissues.
На поверхности полого шара 2 (фиг.7) имеется восемь узлов, расположенных симметрично относительно центра полого шара. Шесть из них с позициями 14...19 показаны на рисунке и два узла находятся на заднем плане. Наличие этих узлов обусловлено необходимостью состыковать соседние наружные сферические поверхности полых шаров. Однако наличие массивных узлов утяжеляет конструкцию, повышает ее плотность, что увеличивает также модуль упругости конструкции. Поэтому в узлах выполнены дополнительные ячейки 20...23 (фиг.8), которые сообщаются между собой дополнительными каналами 24 и 25. On the surface of the hollow ball 2 (Fig.7) there are eight nodes located symmetrically relative to the center of the hollow ball. Six of them with positions 14 ... 19 are shown in the figure and two nodes are in the background. The presence of these nodes is due to the need to join adjacent outer spherical surfaces of hollow balls. However, the presence of massive nodes makes the structure heavier, increases its density, which also increases the modulus of elasticity of the structure. Therefore, in the nodes, additional cells 20 ... 23 are made (Fig. 8), which are interconnected by additional channels 24 and 25.
Расположение ячеек таково, что на просвет видны как основные каналы 12 (фиг.9), так и дополнительные каналы 26. Это показывает, что имеется прямой путь для прорастания дополнительных костных тканей после имплантации.The location of the cells is such that the main channels 12 (Fig. 9) and additional channels 26 are visible in the lumen. This shows that there is a direct path for the germination of additional bone tissue after implantation.
Для определения модуля упругости была построена 3D модель элементарной ячейки в программном пакете Solid Works. В расчетах использовали титановый сплав Ti-6A1-4V, как наиболее часто применяемый сплав для изготовления имплантатов. To determine the modulus of elasticity, a 3D model of the unit cell was built in the Solid Works software package. The calculations used the titanium alloy Ti-6A1-4V, as the most commonly used alloy for the manufacture of implants.
Нагружение при сжатии моделировали методом конечных элементов в модуле Mechanical Structure комплекса программ ANSYS. Свойства титанового сплава Ti-6A1-4V заданы константами: плотность 4430 кг/м3; модуль упругости 1 14 ГПа; коэффициент Пуассона 0,342; предел текучести при растяжении и сжатии 780 МПа; временное сопротивление при растяжении 900 МПа и предел прочности при сжатии 1100 МПа.Compression loading was modeled by the finite element method in the Mechanical Structure module of the ANSYS software package. The properties of the titanium alloy Ti-6A1-4V are set by constants: density 4430 kg / m3 ; modulus of elasticity 1 14 GPa; Poisson's ratio 0.342; tensile and compressive yield strength of 780 MPa; tensile strength of 900 MPa and tensile strength of 1100 MPa in compression.
На фиг. 10 показан имплантат в виде прямоугольной призмы на основе предлагаемой ячеистой структуры. Нагружение структуры осуществляли давлением 10 МПа и рассчитывали вертикальные перемещения, шкала которых представлена на рисунке справа. По известному давлению и перемещениям рассчитывали модуль упругости. Варьируемым параметром выступала исходная относительная плотность, рассчитываемая как отношение плотности ячеистой структуры к плотности материала, из которого она изготовлена. При р = 0,2, т.е. пористости 80%, получили значение модуля упругости 4,3 ГПа, что ниже, чем в случае ближайшего аналога на 100*(5,1-4,3)/4,3 = 19 %. К настоящему времени известно, что востребованным интервалом модулей упругости в области создания имплантатов является диапазон 4...30 ГПа. Таким образом, полученное значение модуля упругости соответствует требованиям медицинской техники, при этом следует учесть, что трудность составляет получение материалов с достаточно малым модулем упругости при сохранении прочностных свойств. In FIG. 10 shows an implant in the form of a rectangular prism based on the proposed cellular structure. The structure was loaded with a pressure of 10 MPa and vertical displacements were calculated, the scale of which is shown in the figure on the right. The elastic modulus was calculated from the known pressure and displacements. The variable parameter was the initial relative density, calculated as the ratio of the density of the cellular structure to the density of the material from which it is made. When p = 0.2, i.e. porosity of 80%, an elastic modulus of 4.3 GPa was obtained, which is lower than in the case of the closest analogue by 100 * (5.1-4.3) / 4.3 = 19%. To date, it is known that the range of 4 ... 30 GPa is a popular interval of elastic moduli in the field of implant creation. Thus, the obtained value of the modulus of elasticity meets the requirements of medical equipment, while it should be borne in mind that the difficulty is obtaining materials with a sufficiently small modulus of elasticity while maintaining strength properties.
На фиг. 11 показано увеличенное изображение структуры с распределением эквивалентных напряжений. Из рисунка видно, что несмотря на наличие тонких сечений, максимальные напряжения достигают относительно невысокого уровня 439 МПа, что не превышает предела текучести, равного 780 МПа. Тем самым доказана работоспособность предлагаемой конструкции.In FIG. 11 shows an enlarged image of a structure with equivalent stress distribution. The figure shows that despite in the presence of thin sections, the maximum stresses reach a relatively low level of 439 MPa, which does not exceed the yield strength of 780 MPa. This proves the efficiency of the proposed design.
Предлагаемая ячеистая структура может быть получена следующим образом. Создают компьютерную объемную модель имплантата, по рекомендациям, описанным в формуле изобретения. С помощью установки лазерного спекания с использованием технологий 3D печати из металлического порошка, например, титанового, изготавливают ячеистую структуру, The proposed cellular structure can be obtained as follows. A computer volumetric model of the implant is created according to the recommendations described in the claims. Using the installation of laser sintering using 3D printing technology from a metal powder, for example, titanium, a cellular structure is made,
Техническим результатом предлагаемой конструкции ячеистой структуры для медицинских имплантатов является улучшение упругих характеристик имплантатов.The technical result of the proposed design of the cellular structure for medical implants is to improve the elastic characteristics of the implants.
ЛИТЕРАТУРАLITERATURE
1. Патент RU 2397738. Протез сустава из титанового сплава. Заявка: 2007135065/14, 27.02.2006. Опубликовано: 27.08.2010 Бюл. Ns 24. Автор(ы): БАЛИКТАЙ Севки (DE), КЕЛЛЕР Арнольд (DE). Патентообладатель(и): ВАЛЬДЕМАР ЛИНК ГМБХ унд КО. КГ (DE). МПК А61F 2/36. 1. Patent RU 2397738. Joint prosthesis made of titanium alloy. Application: 2007135065/14, 02.27.2006. Posted: 08/27/2010 Bull. Ns 24. Author (s): BALIKTAY Sevki (DE), KELLER Arnold (DE). Patentee (s): VALDEMAR LINK GMBH und KO. KG (DE). IPC A61F 2/36.
2. Патент RU 2383654. Наноструктурный технически чистый титан для биомедицины и способ получения прутка из него. МПК C22F 1/18, В82В 3/00. Заявка: 2008141956/02, 22.10.2008. Опубликовано: 10.03.2010. Бюл. Ns 7. Валиев Р. 3., Семенова И. П., Якушина Е. Б., Салимгареева Г. X. Патентообладатель: Уфимский государственный авиационный технический университет", ООО "НаноМеТ". 2. Patent RU 2383654. Nanostructured technically pure titanium for biomedicine and a method for producing a bar from it. IPC C22F 1/18, B82B 3/00. Application: 2008141956/02, 10.22.2008. Published: March 10, 2010. Bull. Ns 7. Valiev R. 3., Semenova I. P., Yakushina E. B., Salimgareeva G. X. Patent holder: Ufa State Aviation Technical University ", NanoMeT LLC.
3. Тарасов А.Ф., Алтухов А.В., Шейкин С.Е., Байцар В. А. Моделирование процесса штамповки заготовок имплантатов с применением схем интенсивного пластического деформирования. Вестник Пермского национального исследовательского политехнического университета. Механика. 2015. Ns 2. С. 139-150. 3. Tarasov AF, Altukhov AV, Sheikin S.E., Baytsar V. A. Modeling of the process of stamping implant blanks using intensive plastic deformation schemes. Bulletin of Perm National Research Polytechnic University. Mechanics. 2015. Ns 2.P. 139-150.
4. Логинов Ю.Н. Развитие методов математического моделирования пластической деформации металлических пористых сред. Научно-технические ведомости СПбПУ. Естественные и инженерные науки. 2005. Ns 40. С. 64-70. 5. Патент US2017252165 (А1) . Опубл. 2017-09-07. POROUS IMPLANT 4. Loginov Yu.N. Development of methods for mathematical modeling of plastic deformation of metallic porous media. Scientific and technical statements of SPbPU. Natural and engineering sciences. 2005. Ns 40.S. 64-70. 5. Patent US2017252165 (A1). Publ. 2017-09-07. POROUS IMPLANT
STRUCTURES. SHARP JEFFREY [US]; JANI SHILESH C [US]; GILMOUR LAURA J [US]; LANDON RYAN L [US]. Заявитель(и): SMITH & NEPHEW INC [US] МПК 61F2/28; A61F2/30. Заявка US201715603936 20170524STRUCTURES SHARP JEFFREY [US]; JANI SHILESH C [US]; GILMOUR LAURA J [US]; LANDON RYAN L [US]. Applicant (s): SMITH & NEPHEW INC [US] IPC 61F2 / 28; A61F2 / 30. Application US201715603936 20170524
6. Патент RU2576610. ПОРИСТЫЕ СТРУКТУРЫ ИМПЛАНТАТОВ. МПК A61L27/56. Авторы ШАРП Джеффри (US), ДЖАНИ Шилеш (US), ГИЛМОР6. Patent RU2576610. POROUS IMPLANT STRUCTURES. IPC A61L27 / 56. Authors SHARP Jeffrey (US), JANIE Schelesh (US), GILMOR
Лора (US), ЛОНДОН Райан (US). Патентообладатель: СМИТ ОВД НЕФЬЮ, ИНК. (US) Заявка: 2012109229/15, 19.08.2010. Дата публикации заявки: 27.09.2013. Опубл.: 10.03.2016. 7. Патент US2004243237. Surgical implant. Опубл. 2004-12-02. UNWIN PAUL [GB]; BLUNN GORDON [GB]; JACOBS MICHAEL HERBERT [GB]; ASHWORTH MARK ANDREW [GB]; WU XINHUA [GB], Заявитель(и): они же и STANMORE IMPLANTS WORLDWIDE LIMITED. МПК A61F2/28; A61F2/30; A61F2/44; A61L27/00; A61L27/04; A61L27/06; A61L27/56; A61F2/00. Номер заявки: US20040486627, 20040622.Laura (US), LONDON Ryan (US). Patentee: SMITH ATS NEFU, INC. (US) Application: 2012109229/15, 08/19/2010. Application publication date: 09/27/2013. Published: 03/10/2016. 7. Patent US2004243237. Surgical implant. Publ. 2004-12-02. UNWIN PAUL [GB]; BLUNN GORDON [GB]; JACOBS MICHAEL HERBERT [GB]; ASHWORTH MARK ANDREW [GB]; WU XINHUA [GB], Applicant (s): They are STANMORE IMPLANTS WORLDWIDE LIMITED. IPC A61F2 / 28; A61F2 / 30; A61F2 / 44; A61L27 / 00; A61L27 / 04; A61L27 / 06; A61L27 / 56; A61F2 / 00. Application Number: US20040486627, 20040622.
8. Патент RU 2305514. Способ изготовления хирургического имплантата (варианты) и хирургический имплантат. Заявка 2004107133/14. МПК: A61F002/28. Опубликовано: 10.09.2007. Заявитель Стэнмор Импланте Уорлдвайд ЛТД. Авторы: АНВИН Пол (GB), БЛАНН Гордон (GB), ДЖЕКОБС Майкл Герберт (GB), ЭШВОРТ Марк Эндрю (GB), ВУ Ксинхуа (GB). 8. Patent RU 2305514. A method of manufacturing a surgical implant (options) and a surgical implant. Application 2004107133/14. IPC: A61F002 / 28. Published: September 10, 2007. Applicant Stanmore Implante Worldwide Ltd. Authors: ANWIN Paul (GB), BLANN Gordon (GB), JACOBS Michael Herbert (GB), ASHWORT Mark Andrew (GB), Wu Xinghua (GB).
9. Патент US7674426. Porous metal articles having a predetermined pore character. GROHOWSKI JOSEPH A JR [US] Заявитель: PRAXIS POWDER TECHNOLOGY, INC. МПК: B22F3/11. Опубл. 2010-03-09. Дата приоритета: 2004-07-02. 9. Patent US7674426. Porous metal articles having a predetermined pore character. GROHOWSKI JOSEPH A JR [US] Applicant: PRAXIS POWDER TECHNOLOGY, INC. IPC: B22F3 / 11. Publ. 2010-03-09. Priority Date: 2004-07-02.
10. Патент US2011125284 (А1). Опубл. 2011-05-26. Improvements in or Relating to Joints and/or Implants. GABBRIELLI RUGGERO, TURNER IRENE GLADYS, BOWEN CHRISTOPHER RHYS, MAGALINI EMANUELE. Заявитель(и): они же и UNIVERSITY OF BATH, RENISHAW PLC. МПК: A61F2/02; A61F2/30; B23P17/00. Заявка US20080994666, 20080908 10. Patent US2011125284 (A1). Publ. 2011-05-26. Improvements in or Relating to Joints and / or Implants. GABBRIELLI RUGGERO, TURNER IRENE GLADYS, BOWEN CHRISTOPHER RHYS, MAGALINI EMANUELE. Applicant (s): they are also UNIVERSITY OF BATH, RENISHAW PLC. IPC: A61F2 / 02; A61F2 / 30; B23P17 / 00. Application US20080994666, 20080908
11. Seyed Mohammad Ahmadi, Saber Amin Yavari, Ruebn Wauthle, Behdad Pouran, Jan Schrooten, Harrie Weinans, Amir A. Zadpoor. Additively Manufactured Open-Cell Porous Biomaterials Made from Six Different Space-Filling Unit Cells: The Mechanical and Morphological Properties. Materials. 2015, V. 8. P. 1871-1896. 11. Seyed Mohammad Ahmadi, Saber Amin Yavari, Ruebn Wauthle, Behdad Pouran, Jan Schrooten, Harrie Weinans, Amir A. Zadpoor. Additively Manufactured Open-Cell Porous Biomaterials Made from Six Different Space-Filling Unit Cells: The Mechanical and Morphological Properties. Materials. 2015, V. 8. P. 1871-1896.
12. Loginov Yu.N., Golodnov A.I., Stepanov S.I., Kovalev E.Yu. Determining the Young's modulus of a cellular titanium implant by FEM simulation. AIP Conference Proceedings. 2017. V. 1915. N 030010 13. Loginov Y., Stepanov S., Khanykova Б. Effect of pore architecture of titanium implants on stress-strain state upon compression. Solid State Phenomena. 2017. Y. 265 SSP. P. 606-610.12. Loginov Yu.N., Golodnov AI, Stepanov SI, Kovalev E.Yu. Determining the Young's modulus of a cellular titanium implant by FEM simulation. AIP Conference Proceedings. 2017. V. 1915. N 030010 13. Loginov Y., Stepanov S., Khanykova B. Effect of pore architecture of titanium implants on stress-strain state upon compression. Solid State Phenomena. 2017. Y. 265 SSP. P. 606-610.
14. Loginov Y., Stepanov S., Khanykova C. Inhomogeneity of deformed state during compression testing of titanium implant. MATEC Web of Conferences. 2017. 14. Loginov Y., Stepanov S., Khanykova C. Inhomogeneity of deformed state during compression testing of titanium implant. MATEC Web of Conferences. 2017.
V. 132. N. 03009.V. 132. N. 03009.
15. Гилев M.B., Волокитина E.A., Логинов Ю.Н., Голоднов А.И., Степанов С.И., Антониади Ю.В., Измоденова М.Ю., Зверев Ф.Н. Оптимизация аугментации костных дефектов титановыми ячеистыми имплантатами в оперативной травматологии и ортопедии. Вестник Уральской медицинской академической науки. 2017. Т. 14. Ns 4. С. 435-442. 15. Gilev M.B., Volokitina E.A., Loginov Yu.N., Golodnov A.I., Stepanov S.I., Antoniadi Yu.V., Izmodenova M.Yu., Zverev F.N. Optimization of augmentation of bone defects with titanium cellular implants in surgical traumatology and orthopedics. Bulletin of the Ural Medical Academic Science. 2017.Vol. 14. Ns 4.P. 435-442.
16. Yong-Keun Ahn, Hyung-Giun Kim, Hyung-Ki Park, Gun-Нее Kim, Kyung- Hwan Jung, Chang- Woo Lee, Won-Yong Kim, Sung-Hwan Lim, Byoung-Soo Lee. Mechanical and microstructural characteristics of commercial purity titanium implants fabricated by electron-beam additive manufacturing. Materials Letters. V. 187 (2017). P. 64-67. 16. Yong-Keun Ahn, Hyung-Giun Kim, Hyung-Ki Park, Gun-Nee Kim, Kyung-Hwan Jung, Chang-Woo Lee, Won-Yong Kim, Sung-Hwan Lim, Byoung-Soo Lee. Mechanical and microstructural characteristics of commercial purity titanium implants fabricated by electron-beam additive manufacturing. Materials Letters. V. 187 (2017). P. 64-67.
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| PCT/RU2018/000871WO2020139103A1 (en) | 2018-12-25 | 2018-12-25 | Cellular structure for implants |
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| PCT/RU2018/000871WO2020139103A1 (en) | 2018-12-25 | 2018-12-25 | Cellular structure for implants |
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| WO2020139103A1true WO2020139103A1 (en) | 2020-07-02 |
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| PCT/RU2018/000871CeasedWO2020139103A1 (en) | 2018-12-25 | 2018-12-25 | Cellular structure for implants |
| Country | Link |
|---|---|
| WO (1) | WO2020139103A1 (en) |
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US20060241776A1 (en)* | 2005-04-21 | 2006-10-26 | Biomet Manufacturing Corp. | Method and apparatus for use of porous implants |
| WO2011022560A1 (en)* | 2009-08-19 | 2011-02-24 | Smith & Nephew, Inc. | Porous implant structures |
| RU2673795C2 (en)* | 2017-04-12 | 2018-11-30 | Федеральное государственное автономное образовательное учреждение высшего образования "Уральский федеральный университет имени первого Президента России Б.Н. Ельцина" | Method for production of porous implants based on metallic materials |
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US20060241776A1 (en)* | 2005-04-21 | 2006-10-26 | Biomet Manufacturing Corp. | Method and apparatus for use of porous implants |
| WO2011022560A1 (en)* | 2009-08-19 | 2011-02-24 | Smith & Nephew, Inc. | Porous implant structures |
| RU2673795C2 (en)* | 2017-04-12 | 2018-11-30 | Федеральное государственное автономное образовательное учреждение высшего образования "Уральский федеральный университет имени первого Президента России Б.Н. Ельцина" | Method for production of porous implants based on metallic materials |
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| Dong et al. | Application of TPMS structure in bone regeneration | |
| Zadpoor | Additively manufactured porous metallic biomaterials | |
| Chen et al. | 3D printed porous Ti6Al4V cage: Effects of additive angle on surface properties and biocompatibility; bone ingrowth in Beagle tibia model | |
| US12102539B2 (en) | Methods of designing three-dimensional lattice structures for implants | |
| Burton et al. | The design of additively manufactured lattices to increase the functionality of medical implants | |
| US20230049783A1 (en) | Implant with independent endplates | |
| US10624746B2 (en) | Fluid interface system for implants | |
| Han et al. | Effects of the unit cell topology on the compression properties of porous Co-Cr scaffolds fabricated via selective laser melting | |
| Weißmann et al. | Influence of the structural orientation on the mechanical properties of selective laser melted Ti6Al4V open-porous scaffolds | |
| CN105877874B (en) | Porous bone ware of Bionic Design class bone and preparation method thereof | |
| Pei et al. | Ti6Al4V orthopedic implant with biomimetic heterogeneous structure via 3D printing for improving osteogenesis | |
| CN103751852A (en) | Preparation method of three-dimensional artificial random porous structure tissue engineering scaffold | |
| CN110974488A (en) | Preparation method of Thiessen polygon bionic artificial bone structure based on fractured bone surface | |
| Muñoz et al. | Different models for simulation of mechanical behaviour of porous materials | |
| Yang et al. | Design and analysis of three-dimensional printing of a porous titanium scaffold | |
| Zhao et al. | Ti-6Al-4V lattice structures fabricated by electron beam melting for biomedical applications | |
| WO2021009515A1 (en) | Scaffold for bone ingrowth | |
| RU2708871C1 (en) | Cellular structure of implants | |
| WO2020139103A1 (en) | Cellular structure for implants | |
| Dzogbewu | Additive manufacturing of porous Ti-based alloys for biomedical applications–a review | |
| RU2689794C1 (en) | Porous structure for medical implants | |
| RU2708781C1 (en) | Cellular structure of the implant | |
| RU209141U1 (en) | AUGMENT FOR IMPLANTATION | |
| US11497617B2 (en) | Variable depth implants | |
| Almeida et al. | Tensile and shear stress evaluation of schwartz surfaces for scaffold design |
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| 121 | Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application | Ref document number:18945107 Country of ref document:EP Kind code of ref document:A1 | |
| NENP | Non-entry into the national phase | Ref country code:DE | |
| 122 | Ep: pct application non-entry in european phase | Ref document number:18945107 Country of ref document:EP Kind code of ref document:A1 |