способ изготовления внутрикостного стоматологического имплантата с плазмонапыленным многослойным биоактивным покрытием

Формула изобретения

Способ изготовления внутрикостного стоматологического имплантата с плазмонапыленным многослойным биоактивным покрытием, заключающийся в нанесении на металлическую титановую основу имплантата системы покрытий из смеси порошков титана или гидрида титана и гидроксиапатита кальция, отличающийся тем, что напыление осуществляют при разных режимах послойно, при этом первым слоем напыляют титан или гидрид титана дисперсностью 3 - 5 мкм с дистанцией напыления 70 - 80 мм и толщиной 5 - 10 мкм, вторым слоем - титан или гидрид титана дисперсностью 50 - 100 мкм, с дистанцией напыления 100 мм, толщиной 15 - 20 мкм, третьим слоем напыляют смесью титана или гидрида титана дисперсностью 50 - 100 мкм и гидроксиапатита кальция дисперсностью 5 - 10 мкм, с соотношением 70 - 80 и 30 - 20 мас.% соответственно, с дистанцией напыления 90 - 100 мм и толщиной слоя 30 - 50 мкм, четвертым слоем - смесью титана или гидрида титана дисперсностью 50 - 100 мкм и гидроксиапатита кальция дисперсностью 20 - 40 мкм, с соотношением 50 - 60 и 50 - 40 мас.% соответственно, с дистанцией напыления 80 - 85 мм и толщиной 30 - 50 мкм, пятым слоем напыляют гидроксиапатит кальция дисперсностью 40 - 70 мкм, с дистанцией напыления 70 мм и толщиной слоя 20 - 30 мкм.

Описание изобретения к патенту

Изобретение относится к медицине, а именно к ортопедической стоматологии, и может быть использовано при изготовлении имплантатов путем нанесения на их металлическую основу многослойных плазменных покрытий из титана или гидрида титана, гидроксиапатита кальция и их смесей.

Известно несколько способов изготовления внутрикостных стоматологических имплантатов с биоактивным покрытием [1-3]. Универсальным способом (токарная, фрезерная и др. методы обработки или с помощью специальных электрофизических методов) изготавливают металлическую основу имплантата цилиндрической, пластинчатой или трубчатой формы. Затем на основу имплантата из компактного металла или сплава наносят покрытие из биоактивного материала или систему покрытий, состоящих из переходных слоев и тонкого пористого биоактивного наружного слоя. Материалом для основы чаще всего служит чистый титан, обладающий хорошей химической и коррозионной стойкостью, высокой прочностью, безопасный для живого организма. Биоактивными материалами являются гидроксиапатит кальция, трикальцийфосфат, биостекло, биоситаллы и др. В настоящее время наибольшее применение нашел гидроксиапатит кальция - Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂, являющийся структурным аналогом минеральной компоненты костного вещества, имеющий тот же состав (а следовательно, сходные физические и механические свойства), обладающий уникальной биологической совместимостью и способностью активно стимулировать размножение соединительнотканных клеток (мутагенный эффект) и вместе с тем новообразование костной ткани.

Известен способ изготовления внутрикостных стоматологических имплантатов, заключающийся в нанесении на металлическую основу из титана, сплава нихрома или нержавеющей стали покрытия из биоактивного апатитового материала [1].

Недостатком покрытия из биоактивного апатитового материала является его низкая механическая прочность, что связано со значительным различием в термомеханических и биомеханических свойствах материала основы имплантата и биоматериала покрытия.

Повысить прочность и биосовместимость можно за счет напыления на имплантат многослойного покрытия, предложенного в патенте РФ N 2025132, МКИ 5 A 61 2/28. На имплантат, выполненного из металлического или металл-керамического сплава в виде штифта, наносится трехслойное покрытие, при этом первый слой содержит биостекло на основе фосфата кальция с добавлением оксидов металлов, второй слой - смесь фосфата кальция и гидроксиапатита, и промежуточный слой содержит фосфат кальция [2].

Однако использование многокомпонентной системы покрытий (CaP-стекло, гидроксиапатит кальция, трикальцийфосфат и добавки оксидов металлов) с различными коэффициентами термического расширения не способствуют прочному закреплению слоев покрытия (особенно первого слоя) с металлической основной имплантата.

Необходимого сочетания механической прочности и биологической активности покрытия, а также получения наружного слоя с определенной пористой структурой и морфологией поверхности достигают, применяя многослойную технологию плазменного нанесения покрытий, состоящих из одного или двух компонентов, а именно из титана или гидрида титана, гидроксиапатита кальция и их смеси [3].

Данный способ является наиболее близким к предлагаемому и состоит в следующем. На отдробеструенную поверхность титановой основы имплантата плазменным напылением при различных режимах наносят систему покрытий, состоящую из четырех слоев: первых двух - из порошков титана или гидрида титана различной дисперсности, промежуточного слоя из смеси титана или гидрида титана с гидроксиапатитом кальция и наружного слоя из гидроксиапатита.

Однако увеличения прочности сцепления покрытий (адгезии) не наблюдается при переходе от промежуточного слоя к наружному биоактивному (таблица 2). Адгезия покрытий 3 и 4 слоя в способе-прототипе составляет 20 МПа.

Технический результат, на обеспечение которого направлено изобретение, заключается в повышении механической прочности имплантата.

Поставленная задача решается путем плазменного напыления на титановую основу имплантата при различных режимах системы покрытий из пяти слоев, состоящих из титана или гидрида титана, гидроксиапатита кальция и их смеси.

Схема послойного формирования покрытий представлена на чертеже.

Перед напылением поверхность металлического титанового имплантата 1 подвергают пескоструйной обработке частицами оксида алюминия. Затем наносят первый слой 2 толщиной 5-10 мкм из порошка титана или гидрида титана дисперсностью 3-5 мкм с расстояния 70-80 мм; второй слой 3 толщиной 15-20 мкм напыляют титаном или гидридом титана дисперсностью 50-100 мкм с дистанцией напыления 100 мм; третий слой 4 толщиной 30-50 мкм - смесью титана или гидрида титана (70-80 мас.%) и гидроксиапатита кальция (30-20 мас.%) дисперсностью 50-100 мкм и 5-10 мкм, соответственно, с расстояния 90-100 мм; четвертый слой 5 толщиной 30-50 мкм - смесью титана или гидрида титана (50-60 мас. %) с гидроксиапатитом кальция (50-40 мас.%) дисперсностью 50-100 мкм и 20-40 мкм, соответственно, с дистанцией напыления 80-85 мм и пятый слой 6 толщиной 20-30 мкм напыляют гидроксиапатитом кальция дисперсностью 40-70 мкм с расстояния 70 мм.

Ток плазменной дуги составляет 450-540 А.

Указанные диапазоны составов композитных покрытий (3 и 4 слои) обеспечивают максимальную прочность сцепления с соседними прилегающими слоями, о чем свидетельствуют данные по адгезии покрытий, приведенные в табл. 1.

Варианты составов и адгезия покрытий в способе-прототипе и заявляемом приведены в табл. 2.

Нанесение композиционных покрытий (3 и 4 слои) обеспечивает плавный переход от структуры компактного титана (основа имплантата) к наружному слою с пористостью от 40 до 60%. При введении в костную ткань такого имплантата с многослойным пористым покрытием наблюдается эффективное прорастание кости в поры покрытия, что обеспечивает прочное и длительное закрепление имплантата и нормальное его функционирование в организме.

Плазменное напыление покрытий осуществляется в атмосфере в струе защитного газа - аргона, при этом расход плазмообразующего газа составляет 20-40 л/мин. Скорость перемещения плазмотрона при напылении 80-700 мм/мин, напряжение дуги 30 В, скорость вращения детали 110-160 об/мин.

Таким образом, в отличие от известного способа изготовления внутрикостных стоматологических имплантатов с плазмонапыленными покрытиями в предлагаемом способе два промежуточных пористых слоя содержат композиции на основе гидроксиапатита кальция.

Положительный эффект (повышение механической прочности) достигается за счет плавного увеличения содержания гидроксиапатита кальция в композиции от слоя к слою, что приводит к формированию системы взаимосвязывающих пористых каналов и упрочняющих "балок" по всей толщине покрытия и тем самым создает благоприятные условия для циркуляции биожидкости и прорастания костной ткани.

Источники информации

1. Патент Японии N 2-23179, МКИ 5 A 61 2/28, 2/30, B 32 B 9/00. Опубл. 1990 г.

2. Патент РФ N 2025132, МКИ 5 A 61 2/28. Опубл. 30.12.94. Бюл. 24.

3. Патент РФ N 2074674, МКИ 6 A 61 2/28. Опубл. 10.03.97. Бюл. N 7. (прототип).