Способ изготовления дентального имплантата с использованием композитного нанопокрытия Российский патент 2022 года по МПК A61C8/00 A61L27/06 A61L27/08 B82Y5/00 

Область техники

Данное изобретение относится к области медицинской техники, и может быть использовано в стоматологии и травматологии, в частности при создании дентальных имплантатов. Получаемый дентальный имплантат с композитным покрытием способствует активации процесса остеогенеза, имеет биосовместимые и антибактериальные свойства и обладает повышенным уровнем потребительских свойств.

Уровень техники

Имплантат - это искусственный материал или устройство, хирургически помещенное в организм. Одной из актуальных проблем травматологии, ортопедии и стоматологии являются создание новых костно-пластических материалов и применение различных имплантатов для остеосинтеза. В последние годы широко используются титановые имплантаты, позволяющие формировать биоактивную поверхность за счет содержания на поверхности кальций-фосфатных соединений. Поверхность на имплантатах имеет многоуровневую пористую структуру с шероховатой поверхностью, обладающей адгезивными и остеосинтезирующими свойствами. Биосовместимость и биоактивность имплантатов из титана или титановых сплавов, предназначенных для использования в различных областях медицины: стоматологии, ортопедии, травматологии, достигается за счет формирования на их поверхности биоактивного покрытия, сходного с составом костной ткани и с высокоразвитой структурой поверхности. Перспективным материалом для создания биоактивных кальций-фосфатных покрытий, которые наносят на основу из титана и его сплавов, является гидроксиапатит, применение которого улучшает способность интеграции имплантата в костную ткань живого организма.

Известным способом нанесения покрытия является электрохимический метод в условиях искрового разряда [RU2154463]. Покрытие наносится в процессе анодирования в насыщенном растворе гидроксиапатита в фосфорной кислоте с концентрацией 5-20% или 3-5% суспензии гидроксиапатита дисперсностью менее 100 мкм в этом насыщенном растворе. Процесс анодирования ведется импульсным или постоянным током в условиях искрового разряда при напряжениях до 150 В. В результате использования данного способа на титановой основе получается биоактивное покрытие, состоящие из оксида титана, кальция и фосфора. Однако биоактивный слой на поверхности имплантата с большой прочностью создать не представляется возможным.

Известен способ нанесения покрытия на имплантат из титана и его сплавов [RU 2221904], включающий анодирование имплантата импульсным или постоянным током в условиях искрового разряда с частотой следования импульсов 0,5-10,0 Гц в растворе фосфорной кислоты в течение 10-30 мин при постоянном перемешивании, причем анодирование ведут при напряжении 90-100 В и 20-35°C в растворе фосфорной кислоты с концентрацией 5-33%, содержащем порошок СаО до пересыщенного состояния, или в растворе фосфорной кислоты с концентрацией 5-25%, содержащем порошок СаО до пересыщенного состояния и дополнительно 5-10% суспензии гидроксиапатита дисперсностью менее 70 мкм для создания суспензии.

Известен также способ изготовления внутрикостного стоматологического имплантата с плазмонапыленным многослойным биоактивным покрытием [RU2146535], включающий напыление плазменным методом системы покрытий из пяти слоев различной дисперсности и толщины: первых двух из титана или гидрида титана, последующих двух слоев из смеси титана или гидрида титана с гидроксиапатитом, отличающихся содержанием компонентов в слоях, и наружного, пятого слоя из гидроксиапатита. Напыление ведут послойно при различных режимах, обеспечивающих плавный переход от компактной структуры титановой основы имплантата через многослойную систему переходного покрытия к тонкому биологически активному пористому слою.

Известен способ нанесения кальций-фосфатного покрытия на имплантат из титана и титановых сплавов, включающий анодирование имплантата импульсным током в условиях искрового разряда в растворе фосфорной кислоты, содержащем гидроксиапатит, при этом анодирование ведут импульсным током со следующими параметрами: время импульса 50-200 мкс; частота следования импульсов 50-100 Гц; начальная плотность тока 0,2-0,25 А/мм²; конечное напряжение 100-300 В, а раствор фосфорной кислоты дополнительно содержит карбонат кальция [RU2291918].

Известен способ изготовления внутрикостного стоматологического имплантата с углеродным нанопокрытием [RU2571559] включающий послойное напыление плазменным методом на основу имплантата биосовместимых покрытий из твердого аморфного алмазоподобного углерода. Покрытие состоит из большого числа слоев состоящих из соединения титан и углерода, однако в результате проведенных исследований выявлено, что данное покрытие из-за высокого внутреннего напряжения является нестабильным и подвержено саморазрушению. Таким образом, данный способ не обеспечивает достаточной механической прочности многослойного покрытия на поверхности металлического имплантата, и вследствие механических повреждений покрытия имеет место резорбция покрытия и понижение его бактерицидных свойств.

Несмотря на большое количество существующих методик создания имплантатом и нанесения биоактивного покрытия на их поверхность, по-прежнему существует необходимость разработки и создания имплантата, характеризующегося высокой прочностью и повышенной способностью к активации процессов остеогенеза.

Раскрытие изобретения

Задачей данного изобретения является разработка и создание дентального имплантата, характеризующегося высокой прочностью, а также повышенной способностью к активации процесса остеогенеза и остеоинтеграции.

Техническим результатом данного изобретения является разработка и создания способа получения дентального имплантата с биоактивным нанопокрытием на основе кальций-фосфатно-углеродного композита, характеризующегося высокой прочностью, а также повышенной способностью к активации процесса остеогенеза и остеоинтеграции. Полученный указанным способом имплантат характеризуется высокой биосовместимостью, бактерицидными свойствами (снижает выраженные дистрофические и некротические процессы живой ткани), повышенным уровнем прочности поверхности имплантата.

Указанный технический результат достигается посредством осуществления способа получения дентального имплантата с биоактивным нанопокрытием на основе кальций-фосфатно-углеродного композита, включающего следующие этапы:

а) печать имплантата на 3D-принтере из титана;

б) обработка поверхности имплантата, полученного на стадии а, включающая обработку имплантата ускоренными до 1 кэВ ионами аргона при давлении (2-6)×10^-2 Па с подачей отрицательного напряжения-смещения с постепенным увеличением его от 800 до 1500 В в течение 1 ч;

в) послойное напыление на основу имплантата, полученную на стадии б, многослойного покрытия, представляющего собой композит толщиной до 2 мкм, выполненное в два этапа:

- 1 этап, включает нанесение слоя композита, состоящего из соединения титана с углеродом и гидроксиапатита кальция, одновременным дуговым распылением титанового катода и импульсно-дуговым распылением гидроксиапатита кальция и графитового катода с постепенным увеличением концентрации углерода от 10 до 55 вес.%;

- 2 этап, включает напыление поверх первого композитного слоя твердостью 100-120 ГПа углеродного нанопокрытия толщиной до 1,0 мкм импульсно-дуговым распылением графитового катода в условиях конденсации алмазоподобной пленки при температуре не выше 150°C и энергии ионов углерода не более 100 эВ.

В частных вариантах воплощения изобретения объемный наноструктурный титан представляет собой титан марки ВТ5-0.

В частных вариантах воплощения изобретения поверхность имплантата, полученного на стадии а, характеризуется микротвердостью 3000-3500 МПа, пределом прочности 850-1200 МПа и пределом текучести 800-1100 МПа.

В частных вариантах воплощения изобретения печать имплантата на 3D-принтере осуществляется по технологии прямого лазерного спекания металлов DMLS.

Технический результат достигается также за счет создания титанового имплантата с биоактивным нанопокрытием на основе кальций-фосфатно-углеродного композита вышеуказанным способом.

Определения и термины

Для лучшего понимания настоящего изобретения ниже приведены некоторые термины, использованные в настоящем описании изобретения.

В описании данного изобретения термины «включает» и «включающий» интерпретируются как означающие «включает, помимо всего прочего». Указанные термины не предназначены для того, чтобы их истолковывали как «состоит только из».

Подробное раскрытие изобретения

Печать имплантата на 3D-принтере по технологии прямого лазерного спекания металлов (DMLS) из титана марки ВТ5-0 с характерным размером зерна не более 0,01 мм, позволяет создать требуемый микрорельеф поверхности имплантата с высокой степенью пористости, и требуемые физические свойства поверхности с микротвердостью 3000-3500 МПа, пределом прочности 850-1200 МПа и пределом текучести 800-1100 МПа. Микрорельеф поверхности имплантата с порами обеспечивает повышенный уровень адгезии наносимого композитного покрытия.

Осуществление плазменной обработки поверхности имплантата аргоном при давлении (2-6)×10^-2 Па под отрицательным напряжением с постепенным увеличением его от 800 до 1500 В в течение 1 ч обеспечивает очистку поверхности от загрязнений за счет удаления приповерхностного слоя.

Композитный слой покрытия выполняют двухэтапным процессом напыления. Первый этап – слой композита, состоящий из соединений титана с углеродом и кальций-фосфатом (гидроксиапатита кальция) наносится одновременным дуговым распылением титанового катода и импульсно-дуговым распылением гидроксиапатита кальция и графитового катода с увеличением концентрации углерода от 10 до 55 вес.%. Второй этап – это напыление поверх первого кальций-фосфатно-углеродного композитного слоя твердостью 100-120 ГПа углеродного нанопокрытия импульсно-дуговым распылением графитового катода при конденсации алмазоподобной пленки при температуре не более 150°C и энергии ионов углерода не более 100 эВ., что позволяет получить наноструктурное покрытие толщиной в несколько микрон, химически стойкое к окружающей среде. В результате нанесения покрытия коррозия титана в организме уменьшилась, отрицательное влияние ионов титана на жизнеспособность остеобластов, остеокластов, эпителиальных клеток снизилось, в отличии от имплантатов без покрытия. Покрытие не растворяется под воздействием среды живого организма, так как толщина покрытия до введения в организм и после его извлечения была одинаковой. Химическая стойкость достигается снижением вероятности образования трещин в покрытии за счет однородности структуры покрытия.

Увеличение концентрации углерода от 10 до 55 вес.% по мере роста толщины покрытия обеспечивает достаточную твердость и механическую прочность композитного покрытия. Низкая концентрация углерода и преобладание титана и гидроксиапатита кальция в месте непосредственного контакта покрытия с поверхностью имплантата повышает адгезию покрытия.

Повышенное содержание гидроксиапатита кальция в середине композитного покрытия способствует формированию структуры покрытия схожего с естественной костной тканью, так как гидроксиапатит кальция является основным неорганическим компонентом костной ткани. Это повышает остеоинтеграцию имплантатов. Слой гидроксиапатита кальция позволяет создать специальную структуру покрытия с физико-химическими особенностями. На поверхности покрытия образуются сеть возвышений формы усеченной пирамиды, образованные благодаря структуре покрытия. Их высота может достигать 300 нм. Было выявлено, что на поверхности с размерностью более 50 нм и определенной формой пористости клетки остеобластического дифферона деформируются. В результате механические сигналы поступают в клетки и могут активировать сигнальные пути для начала остеогенеза.

Углеродное нанопокрытие толщиной не более 1,0 мкм, осажденное на кальций-фосфатно-углеродный композитный слой импульсно-дуговым распылением графитового катода при конденсации алмазоподобной пленки при температуре не выше 150ºС и энергии ионов углерода не более 100 эВ, повышает механическую прочность поверхности имплантата, его биосовместимость и бактерицидные свойства. Полученный в результате твердый кальций-фосфатно-углеродный композитный слой биологически совместим с тканями живых объектов, не токсичен, обладает свойством остеогенеза.

Примеры осуществления изобретения

Возможность объективного достижения технического результата при осуществлении изобретения подтверждена достоверными данными, приведенными в примерах, содержащих сведения экспериментального характера. Следует понимать, что эти и все приведенные в материалах заявки примеры не являются ограничивающими и приведены только для иллюстрации настоящего изобретения.

Способ по изобретению осуществляют следующим образом. Печать имплантата на 3D-принтере осуществляют по технологии прямого лазерного спекания металлов (DMLS) из титана. Процесс включает использование трехмерной модели имплантата в формате STL в качестве чертежей для построения физического объекта. Модель имплантат оцифровывается и виртуально разделяется на тонкие слои с толщиной до 20 микрон. Готовый «построечный» файл используется как набор чертежей во время печати. В качестве нагревательного элемента для спекания металлического порошка используются оптоволоконные лазеры относительно высокой мощности – порядка 200 Вт. Порошковый материал, в частности, титан марки ВТ5-0 с характерным размером зерна не более 0,1 мкм подается в рабочую камеру в количествах, необходимых для нанесения одного слоя. Количество определяется автоматически самим принтером. Специальный валик выравнивает поданный материал в ровный слой и удаляет излишний материал из камеры, после чего лазерная головка спекает частицы свежего порошка между собой и с предыдущим слоем согласно контурам, определенным цифровой моделью. После завершения вычерчивания слоя, процесс повторяется: валик подает свежий материал и лазер начинает спекать следующий слой. Данная технология позволяет создать требуемый микрорельеф поверхности имплантата с высокой степенью пористости, и требуемые физические свойства поверхности с микротвердостью 3000-3500 МПа, пределом прочности 850-1200 МПа и пределом текучести 800-1100 МПа. Микрорельеф поверхности имплантата с порами обеспечивает повышенный уровень адгезии наносимого композитного покрытия.

Напечатанный имплантат на специальных держателях помещаются в камеру напылительной установки и вакуумируют до давления 10^-4 Па.

Осуществление плазменной обработки поверхности имплантата аргоном при давлении (2-6)×10^-2 Па под отрицательным напряжением с постепенным увеличением его от 800 до 1500 В в течение 1 ч обеспечивает очистку поверхности от загрязнений за счет удаления приповерхностного слоя.

После аргонной обработки композитный слой наносят двухэтапным процессом напыления. Слой имеет однородную структуру и состоит из соединений гидроксиапатита кальция с углеродом и титаном. Концентрация соединения в покрытии меняется в зависимости от глубины их нахождения от поверхности имплантата. Слой из соединения гидроксиапатита кальция с углеродом и титаном наносится одновременным дуговым распылением титанового катода и импульсно-дуговым распылением гидроксиапатита кальция и графитового катода с увеличением частоты прохождения импульсов углерода (таблица 1).

Таблица 1. Концентрация веществ в композитном нанопокрытии.

Время, час Частота, Гц С, вес, % Ti, вес,% Са-Р (гидроксиапатит), вес.% 1 1 10,6 78,9 10,5 2 5 21,1 11,8 67,1 3 10 33,4 11,2 55,4 4 15 46,7 16,6 36,7 5 20 54,9 12,8 32,3

Такой режим работы углеродного источника обеспечивает увеличение концентрации углерода в слоях из соединений гидроксиапатита кальция и титана с углеродом от 10,6 до 55 вес.%.

На втором этапе закрепляющий слой из твердого аморфного алмазоподобного углерода твердостью 100-120 ГПа напыляют импульсно-дуговым распылением графитового катода. Структура композитного покрытия имеет однородную структуру, которая блокируют распространение трещин, обеспечивая более высокую механическую, а также химическую стойкость покрытия, что является важным для дентальных имплантатов, работающих под нагрузкой и в агрессивной среде (слюна, пищевые добавки и прочее).

Используя распыление графитовой мишени импульсно-дуговым методом наносят алмазоподобное углеродное нанопокрытие при температуре на подложке не выше 150ºС и энергии ионов не больше 100 эВ. Толщина алмазоподобного покрытия не более 1 мкм.

Исследования имплантатов, полученных способом по изобретению, в различных экспериментах in vitro и in vivo

Исследования проводились на 60 кроликах. Эксперимент in vitro выполнен с использованием 10 половозрелых кроликах стадного разведения, in vivo на 50 кроликах. Все манипуляции с животными выполняли в соответствии с требованиями ГОСТ Р ИСО 10993.2-99.

В экспериментах in vitro выявлено отсутствие токсического влияния композитного нанопокрытия имплантатов по изобретению (NC) на миелокариоциты кроликов, через оценивание способности к колониеобразованию и жизнеспособность миелокариоцитов, культивируемых в присутствии разных групп имплантатов, например имплантатов с механической обработкой поверхности M-Ti (имплантаты из титана без дополнительной обработки поверхности изготовленные на токарном станке с ЧПУ (ЧПУ-численное программное управление), группа имплантатов SLA (имплантаты с поверхностью, подвергнутой грубозернистой пескоструйной обработке и протравленная кислотой), имплантаты с поверхностью SLA+Nano/CaP (SLA с покрытием Nano/CaP(гидроксиапатит)), группа Nano-C (имплантат с углеродным алмазоподобным покрытием, полученным способом согласно RU2571559) и имплантаты NC по изобретению (поверхность имплантатов была модифицирована композитным покрытием с добавлением гидроксиапатита кальция и углерода, полученными методом импульсного дугового распыления гидроксиапатита и графитовой мишени согласно изобретению). Имплантаты сравнения были изготовлены на токарных станках ЧПУ из титана 5 класса. Имплантаты по изобретению NC напечатаны на 3Д принтере из титана 5 класса. Диаметр имплантатов 3,5 мм, длина 5 мм. Всего было подготовлено 192 имплантата.

Цитотоксичность имплантатов оценивали по активности в супернатанте миелокариоцитов лактатдегидрогеназы (ЛДГ), после инкубации миелокариоцитов кролика с образцами имплантатов M-Ti, SLA, SLA+Nano/CaP, Nano-C и NC. Культивирование миелокариоцитов осуществляли в стандартных условиях: использовали 2 типа полной культуральной среды: для культивирования прилипающей фракции миелокариоцитов (I тип) — RPMI-1640 (ФГУ ГНЦ «Вектор»), 20% эмбриональной телячьей сыворотки (HyClone) L-глютамин 30 мг/100мл среды (Sigma), гентамицин — 5 мг/100 мл среды, плотность посева 5-6х10⁶/мл живых клеток. Для функциональной оценки кроветворных клеток (II тип) — полужидкая синтетическая готовая среда MethoCult™, содержащая эритропоэтин, рекомбинантные человеческие цитокины — фактор стволовых клеток (rhSCF), колониестимулирующие факторы — гранулоцитарно-макрофагальный (rhGM-CSF), гранулоцитарный (rhG-CSF), интерлейкины – ИЛ-3, -6 (rhIL-3, rhIL-6), плотность посева 1х10⁴/мл живых мононуклеаров костного мозга. Культивирование проводили в CO₂ инкубаторе CELL 48 в течение 3–32 суток, при абсолютной влажности, 37°С, 4% СО₂.

Исследования, выполненные in vitro, показали, что жизнеспособность клеток при инкубации миелокариоцитов с образцами имплантатов NC имела тенденцию к увеличению по сравнению с другими имплантатами. Морфология прилипающих миелокариоцитов кроликов, в лунках без образцов или с M-Ti, SLA, SLA+Nano/CaP, Nano-C, а также в присутствии NC не различалась: большая часть клеток имела типичную фибробластоподобную морфологию. Преобладали плотно упакованные расположенные параллельно веретеновидные клетки. Культуры не останавливали рост при достижении конфлюэнтного монослоя, образуя многослойные тяжистые структуры. При культивировании на пористых титановых образцах на 3 сутки преимущественно в порах титановых матриц были выявлены кроветворные клетки и стромальные элементы, часть из них располагались морфологически однородными группами клеток – эритроидных и гранулоцитарно-макрофагальных, что позволяет предполагать их формирование путем дифференциации КОЕэ и КОЕгм. Методом сканирующей электронной микроскопии было выявлено образующееся внеклеточное вещество, к 17-21 суткам часть пор была полностью заполнена компонентами внеклеточного матрикса. На 32-е сутки количество клеток в поверхностных порах при культивировании миелокариоцитов на имплантатах NC была значимо выше по сравнению с другими имплантатами, а именно на 266% (80; 213 - количество остеогенных клеток на 100 мкм²) выше, чем на имплантатах M-Ti, на 208% (102; 213) выше, чем на имплантатах SLA, на 163% (130, 213) выше, чем на имплантатах SLA+Nano/CaP, и на 141% (151, 213) выше, чем на имплантатах Nano-C.

Таким образом, имплантаты NC имели более устойчивую тенденцию к увеличению темпов остеогенеза, что способствовало формированию более прочной и жизнеспособной живой ткани вокруг имплантата. В сравнении с другими имплантатами, обеспечивается надежная фиксация имплантата на ранних срока и более прочная вторичная фиксация на поздних сроках. Что важно для быстрого и качественного лечения.

В экспериментах in vivo кроликам в большеберцовые и бедренные кости имплантировали цилиндрические имплантаты M-Ti, SLA, SLA+Nano/CaP, Nano-C,NC, предварительно насыщенные аутологичными миелокариоцитами, увеличенными в количестве культивированием в течение 14 суток. Контролем являлись имплантаты M-Ti, насыщенные аутологичными миелокариоцитами, увеличенными в количестве культивированием в течение 14 суток, и интактные кролики. Сроки выведения животных из эксперимента 2, 4, 16, 52 недели после операции.

В эксперименте in vivo изучали морфологию костной ткани, проводили ее механические испытания. Прочность костной ткани на разрыв в интерфейсе «костное ложе – имплантат» изучали по оригинальной методике на универсальной испытательной машине FP 100/1 и выражали в % от прочности интактной костной ткани. Для изучения новообразованной в поровом пространстве костной ткани титановую матрицу вытравливали методом глубокого травления по Миргазизову. Костную ткань исследовали методом сканирующей электронной микроскопии (на микроскопе QUANTA 200) или методом световой микроскопии на тонких срезах после декальцинации (в растворе BiodecR), обезвоживания в спиртах и окрашивания гематоксилином и эозином. Для объективизации результатов осуществляли измерение площади зрелой новообразованной в порах имплантата костной ткани, при помощи аппаратно-программного комплекса ВидеоТесТ-Мастер «Морфология» 4.0. Подсчитывали количество остеогенных клеток на 100 мкм² гистологического препарата, гистохимически выявляли активность щелочной фосфатазы (ЩФ) в клетках остеоцитарного ряда с использованием набора реагентов фирмы Bio-Optica и определяли объемную долю профилей клеток остеоцитарного ряда с активностью ЩФ. Ввод изображений осуществляли на цифровом модуле VIDI-CAM при увеличении 400. Анализ изображений выполнен с использованием программного обеспечения «ВидеоТесТ Мастер-Морфология 5.2.».

В периферической крови методом иммуноферментного анализа с использованием наборов Cloud-Clone Corp Organism Species: Oryctolagus cuniculus (Rabbit) по прилагаемым к наборам протоколам с использованием контролей определяли концентрации костного морфогенетического белка-2 (КМБ-2) и инсулиноподобного ростового фактора-1 (IGF-1). Результаты описаны с применением статистических характеристик - медиана (Ме) и квартили (Q25; Q75). Для выявления различий между двумя группами количественных признаков применяли непараметрические критерии для зависимых (тест Уилкоксона) и независимых (тест Манна-Уитни) групп с использованием технологии множественной проверки гипотез на основе поправки Бонферрони. Статистическую гипотезу считали подтвержденной при уровне значимости р≤0,05.

В исследованиях in vivo внедрение имплантатов NC по изобретению демонстрировало более высокую и более долговременную активность процессов остеогенеза по сравнению с имплантатами M-Ti, SLA, SLA+Nano/CaP, Nano-C. При внедрении имплантатов NC через 2 недели после операции было выявлено значимое увеличение количества остеогенных клеток, клеток, экспрессирующих ЩФ, увеличивалась объемная доля профилей клеток остеоцитарного ряда, экспрессирующих ЩФ, в прилегающем к дефекту сегменте костной ткани по сравнению с их представительством в интактной костной ткани и в костной ткани животных, с внедренными M-Ti, SLA, SLA+Nano/CaP, Nano-C имплантатами. В результате площадь внутреннего порового пространства, занятая зрелой костной тканью, при внедрении имплантатов NC, превышала площадь зрелой костной ткани при внедрении M-Ti, SLA, SLA+Nano/CaP, Nano-C имплантатов и составляла через 2 недели — 67%, через 52 недели — 98%; по сравнению с M-Ti (24% и 39%), с SLA (32% и 54%), с SLA+Nano/CaP (42% и 68%), Nano-C (42% и 69%) соответственно. Прочность костной ткани на разрыв в интерфейсе «костное ложе — имплантат» также была значимо выше при имплантации имплантатов NC по сравнению с M-Ti на ранних сроках наблюдения: через 4 недели — 58 %, 16 недель — 81 %; при имплантации M-Ti через 4 недели — 20,5 %, 16 недель — 27 %; при имплантации SLA через 4 недели — 35 %, 16 недель — 47 %, при имплантации SLA+Nano/CaP через 4 недели — 40 %, 16 недель — 51 %, при имплантации Nano-C через 4 недели — 50 %, 16 недель — 71 % соответственно. При внедрении имплантатов NC, по сравнению с другими имплантатами, было отмечено лучшее состояние костного ложа на ранних сроках, характеризующееся меньшей выраженностью дистрофических, некротических процессов, рарефикации прилежащей костной ткани, а на поздних сроках (52 недели после операции) – менее выраженными склеротическими изменениями новообразованной костной ткани.

Механизмы регуляции репаративной регенерации костной ткани опосредуются системными (гормональными, нейроэндокринными факторами, витаминами) и локальными (ростовые факторы, цитокины, костные морфогенетические белки) факторами.

Таблица 2. Концентрация ростовых факторов

Тип имплантата Концентрация КМБ-2 (локального ростового фактора) Концентрация IGF-1 4 недели 16 недели 4 недели 16 недели M-Ti (контроль) 194,1% 0% Не изменилась Не изменилась SLA 216% 15% 94% 5% SLA+Nano/CaP 250 % 50% 150% 35% Nano-C 261% 55% 160% 43% NC 485% 150% 399% 98%

Как видно из таблицы концентрация IGF-1 в периферической крови у кроликов с имплантатами NC была повышена в течение 16 недель после операции с максимумом изменений через 4 недели — 399% (р≤0,017), по сравнению с уровнем до операции. Аналогична динамика концентрации КМБ-2. Через 4 недели после операции она возрастает до 485% (р≤0,017) по сравнению с уровнем до операции и значимо превышает аналогичный показатель в других группах более чем в 2 раза. Участие системных регуляторов остеогенеза, более выраженное увеличение концентрации локальных факторов, индуцирующих остеогенез, косвенно подтверждает большую напряженность процессов репаративного остеогенеза.

Таким образом, при исследовании имплантатом, полученных способом по изобретению, in vitro была выявлена большая жизнеспособность миелокариоцитов, тенденция к увеличению колониеобразующей способности прилипающей фракции миелокариоцитов при использовании имплантатов NC по изобретению в сравнении с другими имплантатами.

В исследованиях in vivo использование имплантатов NC по изобретению приводит к образованию более зрелой и прочной костной ткани в порах имплантатов, по сравнению с другими имплантатами сравнения.

Кроме того, имплантаты NC по изобретению характеризуются бактерицидными свойствами, замедляя процессы склерозирования вновь образованной костной ткани.

Таким образом, имплантаты NC обладают способностью активировать остеогенез с большей скоростью. Уровень биосовместимости дентальных имплантатов NC с композитным нанопокрытием по изобретению выше, чем у имеющихся аналогов.

Клинические примеры применения имплантатов по изобретению

Пример 1. Пациент мужчина - возраст 59 года. Вторичная адентия нижней челюсти. Частичная адентия верхней челюсти. Установлены имплантаты из титана напечатанные на 3Д-принтере с нанесенным композитным нанопокрытием согласно изобретению. В процессе установки внутрикостного имплантата использовался физиодиспенсер имплантологический. Установка имплантатов проводилась в режиме 30 оборотов и с нагрузкой 30 Н. В имплантаное ложе имплантат помещался без дополнительной фиксации искусственной костью.

Результат: 1. Через две недели отмечена стабильность, наблюдалась хорошая вторичная фиксация имплантата в имплантном ложе.

2. Через два месяцев состояние имплантата стабильно. Заглушки заменены на абатменты с шаровидными атачментами (замками), фиксирующие съемные протезы.

3. Через десять месяцев наблюдения состояние имплантатов - стабильное. Новообразованная костная ткань полностью проросла в тело имплантата и заполнила межкорневое пространство.

Пример 2. Пациент женщина - возраст 68 лет. Со слов пациента состояние после коронарного шунтирования, принимает кроверазжижающие препараты. Установлены имплантаты из титанового сплава с композитным нанопокрытием. Установка имплантатов проводилась в тех же режимах, что и в первом примере.

Результат: 1. Через две недели отмечена стабильность, контрольный срок прорастания трабекулярной кости в тело имплантата благоприятно сменил первичную фиксацию.

2. Через два месяца - имплантаты стабильны. Заглушки заменены на абатменты и проведено мостовидное протезирование пластмассовой конструкцией с фиксацией на имплантатах.

3. Через десять месяцев наблюдений состояние имплантатов - стабильно. Межкорневое пространство заполнено новой костной тканью.

Пример 3. Пациент мужчина - возраст 47 лет. Страдает сахарным диабетом 2 степени. Одна киста в области 3.6. Проведено удаление, кистэктомия через латеральный доступ и одномоментная установка имплантата из титанового сплава с композитным нанопокрытием в сохранённую межкорневую перегородку.

Результат: 1. Через две недели отмечена стабильность, наблюдалась хорошая вторичная фиксация имплантата, наблюдалась приростание костной ткани к телу имплантата.

2. Через два месяца - имплантаты стабильны. Заглушки заменены на абатменты с последующим протезированием металлокерамической коронки.

3. Через десять месяцев - состояние имплантатов стабильно. Новая костная ткань полностью заполнила межкорневую перегородку и приросла к самому телу имплантата.

В результате проведенных испытаний было установлено, что признаков отторжения, воспаления, нагноения, аллергических реакций у пациентов с установленными имплантатами не наблюдается. Во всех случаях новая костная ткань полностью заполнила все свободное межкорневое пространство в имплантном ложе и приросло к телу имплантата, что обеспечивает невероятную стабильность имплантата на уровне естественного зуба. Это приводит к абсолютной минимизации риска потери имплантата по естественным причинам. Данный результат не достигался другими имплантатами. Изобретение может использоваться в стоматологической имплантологии в поликлинических стоматологических учреждениях.

Несмотря на то что изобретение описано со ссылкой на раскрываемые варианты воплощения, для специалистов в данной области должно быть очевидно, что конкретные подробно описанные эксперименты приведены лишь в целях иллюстрирования настоящего изобретения и их не следует рассматривать как каким-либо образом ограничивающие объем изобретения. Должно быть понятно, что возможно осуществление различных модификаций без отступления от сути настоящего изобретения.

Изобретение относится к области медицинской техники и может быть использовано в стоматологии и травматологии, в частности при создании дентальных имплантатов. Изобретение касается титанового дентального имплантата с биоактивным нанопокрытием на основе кальций-фосфатно-углеродного композита и способа его получения. Способ включает следующие этапы: а) печать имплантата на 3D-принтере из титана; б) обработку поверхности имплантата ускоренными до 1 кэВ ионами аргона при давлении 2-6×10^-2 Па с подачей отрицательного напряжения-смещения с постепенным увеличением его от 800 до 1500 В в течение 1 ч; в) послойное напыление на основу имплантата многослойного покрытия, представляющего собой композит толщиной до 2 мкм, выполняемого в два этапа. Получаемый по изобретению имплантат характеризуется высокой биосовместимостью, бактерицидными свойствами, поскольку снижает выраженные дистрофические и некротические процессы живой ткани, повышенным уровнем прочности поверхности имплантата. 2 н. и 3 з.п. ф-лы, 2 табл., 3 пр.

1. Способ получения дентального имплантата с биоактивным нанопокрытием на основе кальций-фосфатно-углеродного композита, включающий следующие этапы:

а) печать имплантата на 3D-принтере из титана;

б) обработка поверхности имплантата, полученного на стадии а, включающая обработку имплантата ускоренными до 1 кэВ ионами аргона при давлении 2-6×10^-2 Па⋅с подачей отрицательного напряжения-смещения с постепенным увеличением его от 800 до 1500 В в течение 1 ч;

в) послойное напыление на основу имплантата, полученную на стадии б, многослойного покрытия, представляющего собой композит толщиной до 2 мкм, выполненное в два этапа:

- 1 этап включает нанесение слоя композита, состоящего из соединения титана с углеродом и гидроксиапатита кальция, одновременным дуговым распылением титанового катода и импульсно-дуговым распылением гидроксиапатита кальция и графитового катода с постепенным увеличением концентрации углерода от 10 до 55 вес.%;

- 2 этап включает напыление поверх первого композитного слоя твердостью 100-120 ГПа углеродного нанопокрытия толщиной до 1,0 мкм импульсно-дуговым распылением графитового катода в условиях конденсации алмазоподобной пленки при температуре не выше 150°C и энергии ионов углерода не более 100 эВ.

2. Способ по п.1, в котором титан представляет собой титан марки ВТ5-0.

3. Способ по п.1, в котором поверхность имплантата, полученного на стадии а, характеризуется микротвердостью 3000-3500 МПа, пределом прочности 850-1200 МПа и пределом текучести 800-1100 МПа.

4. Способ по п.1, в котором печать имплантата на 3D-принтере осуществляется по технологии прямого лазерного спекания металлов DMLS.

5. Титановый имплантат с биоактивным нанопокрытием на основе кальций-фосфатно-углеродного композита, полученный способом по п.1.