СПОСОБ ИЗГОТОВЛЕНИЯ ВНУТРИКОСТНОГО СТОМАТОЛОГИЧЕСКОГО ИМПЛАНТАТА Российский патент 2014 года по МПК A61L27/00 A61C8/00 

Изобретение относится к области медицинской техники, а именно к ортопедической стоматологии, и может быть использовано при изготовлении внутрикостных стоматологических имплантатов путем нанесения на их металлическую основу многослойных плазменных покрытий.

Известен способ изготовления внутрикостных стоматологических имплантатов с биоактивным покрытием [патент РФ №2074674, МПК: A61F 2/28], включающий изготовление из металла или сплава универсальным способом (токарная, фрезерная и др. методы обработки или с помощью специальных электрофизических методов) основы имплантата цилиндрической, пластинчатой или трубчатой формы, нанесение на основу имплантата методом плазменного напыления системы покрытий из четырех слоев - двух слоев титана или гидрида титана различной дисперсности и толщины, третьего слоя из механической смеси титана или гидрида титана, или гидроксиапатита с соотношением соответственно 60-80 мас.% и 20-40 мас.% и наружного слоя - гидроксиапатита.

Известен способ изготовления имплантата для замены костной ткани [патент РФ №2025132, МПК A61F 2/28], согласно которому на имплантат, выполненный из металлического или металл-керамического сплава в виде штифта, наносят трехслойное покрытие, при этом первый слой содержит биостекло на основе фосфата кальция с добавлением оксидов металлов, второй слой - смесь фосфата кальция и гидроксиапатита, а промежуточный слой содержит фосфат кальция.

Однако недостатком данных изобретений является то, что поверхность покрытия имплантатов не обладает высокими механическими свойствами, которые необходимы при установке имплантата в костную ткань и необходимы в первый период времени остеоинтеграции.

Наиболее близким к предлагаемому изобретению является способ изготовления внутрикостного стоматологического имплантата с плазмонапыленным многослойным биоактивным покрытием [патент РФ 2146535, МПК A61L 27/00, A61C 8/00], состоящий в напылении плазменным методом на титановую основу имплантата системы покрытий различной дисперсности и толщины, состоящей из пяти слоев: первых двух из титана или гидрида титана, последующих двух слоев из смеси титана или гидрида титана с гидроксиапатитом кальция, отличающихся содержанием компонентов в слоях, и наружного, пятого, слоя из гидроксиапатита кальция. Напыление ведут послойно при различных режимах, обеспечивающих плавный переход от компактной структуры титановой основы имплантата через многослойную систему переходного покрытия к тонкому биологически активному поверхностному пористому слою.

Однако недостатком изобретения является отсутствие высоких механических свойств поверхности биологически активного пористого слоя имплантата.

Задача изобретения заключается в повышении механических свойств поверхности биологически активного пористого слоя имплантата.

Техническим результатом является получение на поверхностности биологически активного пористого слоя имплантата дискретного слоя из механически прочных частиц.

Поставленная задача решается тем, что в способе изготовления внутрикостного стоматологического имплантата, включающем пескоструйную обработку поверхности имплантата частицами оксида алюминия, послойное напыление плазменным методом на основу имплантата системы биосовместимых покрытий из смеси порошков титана или гидрида титана и гидроксиапатита кальция, 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 смесь 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 - смесь 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, согласно предлагаемому техническому решению на многослойную систему биосовместимых покрытий дистанционно наносят плазменным методом дискретный слой из частиц дисперсного порошка с поверхностной плотностью вкрапления частиц 10÷45 частиц/дм². При этом в качестве дисперсного порошка используют оксид алюминия с дисперсностью 80-100 мкм.

Изобретение поясняется чертежами, на Фиг.1 представлена схема послойного формирования покрытий,

где 1 - поверхность основы металлического имплантата; 2 - первый слой; 3 - второй слой; 4 - третий слой; 5 - четвертый слой; 6 - пятый слой; 7 - дискретный слой.

Предлагаемый способ изготовления стоматологического имплантата осуществляют следующим образом (см. фиг.1). Перед напылением поверхность основы металлического 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 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 соответственно.

Затем на многослойной системе биосовместимых покрытий осуществляют формирование дискретного слоя с помощью электроплазменного напыления, например, на установке ВРЕС 744.3227.001, а в качестве дисперсного порошка используют, например, порошок оксида алюминия с дисперсностью 80-120 мм. Технологические режимы плазменного напыления, такие как: ток дуги и напряжение плазматрона, дистанция напыления, защитная атмосфера, время напыления; выбирают экспериментальным путем таким образом, чтобы формируемое покрытие придавало высокие механические свойства многослойной системе биосовместимых покрытий и было выполнено в виде дискретного слоя с поверхностной плотностью вкрапления частиц 10-15 частиц/ дм².

В таблице 1 приведены оптимальные диапазоны технологических режимов при плазменном напылении на установке ВРЕС 744.3227.001.

Таблица 1 Оптимальные технологические режимы плазменного напыления дискретного слоя из частиц оксида алюминия Технологический параметр Единицы измерения Значение при напылении титана Ток плазменной дуги А 250-350 Напряжение дуги В 20-30 Дистанция напыления мм 90-100 Дисперсность порошка мкм 80-120 Расход плазмообразующего газа л/мин 55-60

Выбранные оптимальные технологические режимы плазменного напыления объясняются следующим образом.

Увеличение мощности дуги значительно повышает энтальпию и температуру плазменной струи, температуру, скорость и дисперсность напыляемых частиц, что обусловливает рост плотности покрытия, производительности напыления и коэффициент использования материала.

Наиболее рациональное регулирование мощности дуги, параметров напыления и качества получаемого покрытия для формирования дискретного слоя с поверхностной плотностью вкрапления частиц 10-15 частиц/дм² обеспечивается при напряжении 20-30 В и силы тока 250-350 А.

Слишком малые дистанции напыления (менее чем 80 мм) не обеспечивают необходимого прогрева напыляемых частиц, а также значения их скорости создают опасность перегрева напыляемой поверхности и всего изделия, а чрезмерно большая дистанция более 120 мм вызывает падение температуры и скорости плазменного потока в зоне формирования покрытия. Для придания поверхности многослойной системы покрытий высоких механических свойств необходимо, чтобы напыляемые частицы нагревались только до жидкопластического состояния. Поэтому наиболее оптимальной дистанцией напыления является 90÷100 мм.

Дисперсность напыляемого порошка выбрана из условия необходимости их быстрого нагрева до температуры плавления и распыления.

В качестве плазмообразующего газа используют инертные газы, например аргон, при этом повышение расхода плазмообразующего газа снижает теплофизические характеристики потока напыляемых частиц, плотность покрытия и эффективность напыления, увеличивая при этом дисперсность и скорость частиц. Для достижения высоких механических свойств поверхности многослойной системы покрытий и получения дискретного слоя с плотностью вкрапления частиц 10÷15 частиц/дм² следует устанавливать наименьший возможный расход плазмообразующего газа на уровне 55-60 л/мин.

Поверхностная плотность вкрапления частиц 10-15 частиц/дм² выбрана из условия сохранения биологически активных свойств поверхности многослойной системы покрытий в сочетании с высокими механическими свойствами дискретного слоя, позволяющих при установке внутрикостного имплантата в косное ложе защищать от механических повреждений многослойной системы покрытий.

Изобретение относится к области медицинской техники, а именно к ортопедической стоматологии, и может быть использовано при изготовлении внутрикостных стоматологических имплантатов путем нанесения на их металлическую основу многослойных плазменных покрытий. Проводят пескоструйную обработку поверхности имплантата частицами оксида алюминия. Осуществляют послойное напыление плазменным методом на основу имплантата системы биосовместимых покрытий из смеси порошков титана или гидрида титана и гидроксиапатита кальция. На многослойную систему покрытий дистанционно наносят плазменным методом дискретный слой из частиц дисперсного порошка с поверхностной плотностью вкрапления частиц 10÷15 частиц/дм². При этом в качестве дисперсного порошка используют оксид алюминия с дисперсностью 80-100 мкм. Способ за счет нанесения на многослойную систему дискретного слоя из частиц дисперсного порошка позволяет повысить механические свойства поверхности биологически активного слоя имплантата. 1 з.п.ф-лы, 1 ил., 1 табл.

1. Способ изготовления внутрикостного стоматологического имплантата, включающий пескоструйную обработку поверхности имплантата частицами оксида алюминия, послойное напыление плазменным методом на основу имплантата системы биосовместимых покрытий из смеси порошков титана или гидрида титана и гидроксиапатита кальция, 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 смесь 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 - смесь 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, отличающийся тем, что на многослойную систему биосовместимых покрытий дистанционно наносят плазменным методом дискретный слой из частиц дисперсного порошка оксида алюминия с поверхностной плотностью вкрапления частиц 10÷15 частиц/дм².

2. Способ изготовления внутрикостного стоматологического имплантата по п.1, отличающийся тем, что дисперсность частиц порошка оксида алюминия составляет 80-100 мкм.