Содержание к диссертации
Введение
1. Современное состояние вопроса совершенствования качеств биосовместимости покрытий на дентальных имплантатах
1.1 Основные характеристики дентальных имплантатов с биоактивным покрытием
1.2 Методы комбинирования электроплазменной технологии при напылении биопокрытий имплантатов
1.3 Перспективные направления совершенствования медико- технических свойств дентальных имплантатов с применением лазерных технологий
Выводы 47
2. Постановка задач и общая методика исследований 49
3. Теоретические предпосылки к закономерностям процессов рекристаллизации биокерамических плазменных покрытий при лазерном модифицировании
3.1 Моделирование распределения тепловых полей в многослойной системе в зависимости от плотности мощности лазерного излучения
3.2. Полученные результаты моделирования и их анализ 74
Выводы 78
4. Исследование влияния режимов лазерной ИК-обработки покрытия в водной среде на структуру, морфологию и физико механические свойства
4.1 Методика проведения исследований 81
4.2 Планирование эксперимента 86
4.3 Исследование структурно-фазового состояния покрытий, обработанных лазерным излучением
4.4 Исследование влияния режимов обработки на шероховатость 119
4.5 Исследование влияния режимов обработки на кристалличность покрытия
4.6 Исследование влияния режимов обработки на прочность сцепления покрытия
Выводы 126
5. Практическая реализация результатов исследований 128
5.1. Установление режимов лазерной модификации 128
5.2. Применение технологии лазерной модификации в водной среде для повышения качества плазмонапыленных ГА покрытий на имплантатах
Общие выводы по работе 139
Заключение 141
Приложение 143
Список использованных источников
- Методы комбинирования электроплазменной технологии при напылении биопокрытий имплантатов
- Полученные результаты моделирования и их анализ
- Исследование структурно-фазового состояния покрытий, обработанных лазерным излучением
- Применение технологии лазерной модификации в водной среде для повышения качества плазмонапыленных ГА покрытий на имплантатах
Введение к работе
Актуальность. В настоящее время достаточно крупной медико-технической проблемой является получение биосовместимых пористых покрытий из кальций-фосфатной керамики, например, гидроксиапатита (ГА), на изделиях имплантационного назначения. Большинство методов формирования покрытий основано на высокоэнергетическом воздействии на исходный материал, например таких, как виды газотермического напыления порошкового материала. При этом технологии электроплазменного напыления, позволяющей формировать пористые биосовместимые ГА покрытия, посвящены многие научные работы [Лясников В.Н., Калита В.И.]. Данное направление постоянно развивается и совершенствуется, так как получаемые электроплазменные биосовместимые покрытия обладают существенными достоинствами, такими как развитая морфология, высокая пористость при достаточной прочности сцепления. Вместе с тем, такие покрытия не обеспечивают необходимых структурно-фазовых и физико-механических характеристик.
В условиях высокотемпературного воздействия плазменной струи на поступающий в нее порошковый кальций-фосфатный материал и на покрытие происходит перегрев, а также испарение фосфорных и гидроксильных групп вещества с поверхности частиц порошка. Это приводит к разложению и появлению нежелательных фаз, снижающих уровень биосовместимости покрытия.
К настоящему времени известно несколько способов восстановления
структуры покрытия или придания ему дополнительных свойств за счет
гидротермальной обработки, например, длительной выдержки в среде пара
или в автоклаве [Cao Y., 2005]. Использование дополнительного
энергетического, например, ультразвукового воздействия в определенных
условиях способно восстановить стехиометрический состав покрытия и
придать ему новые улучшенные свойства. Особенности лазерного ИК-
излучения и физических закономерностей его воздействия на материал
позволяют предполагать возможную эффективность использования
указанного метода при модифицировании плазмонапыленных биопокрытий
для увеличения кристалличности, прочности сцепления и повышения
морфологической гетерогенности. Известно применение лазерного ИК-
излучения для обработки поверхности различных материалов, однако
применительно к электроплазменным биопокрытиям такие данные
практически отсутствуют.
Таким образом, актуальность решения проблемы совершенствования электроплазменных ГА покрытий дентальных имплантатов заключается, прежде всего, в необходимости получения требуемых структурно-фазовых, механических и морфологических характеристик их биосовместимой поверхности за счет разработки технологического метода модифицирования структуры и свойств покрытий лазерным ИК-излучением в водной среде.
Цель работы: разработка процесса лазерной модификации
электроплазменных биокерамических покрытий в водной среде,
обеспечивающего повышение их физико-механических свойств,
стабилизацию структурно-морфологических и химических характеристик.
Задачи работы:
1.Провести анализ научно-технической информации о способах
электрофизической модификации поверхности и структуры
плазмонапыленных покрытий, в том числе лазерным излучением, с целью повышения физико-механических свойств.
2. Установить зависимости влияния плотности мощности лазерного
ИК-излучения на распределение температурных полей и степени нагрева
покрытия от.
3. Выявить закономерности и исследовать влияние параметров
лазерного модифицирования на физико-механические, морфологические,
структурные свойства покрытий.
4. Разработать технологические рекомендации по лазерному
модифицированию электроплазменных покрытий.
Методика исследований
В работе использованы основные положения теории
электроплазменного напыления и лазерной обработки. Экспериментальные
исследования выполнялись с использованием установки электроплазменного
напыления ВРЕС 744.3227.001, аппарата струйно-абразивной обработки
«Чайка-20», лазерного технологического комплекса «LRS-50».
Моделирование процесса лазерной обработки осуществлялось с
использованием программного продукта FlexPDE. Свойства покрытий изучались методами рентгенофазового анализа (РФА) на дифрактометре «Xcalibur & Gemini A» (Oxford Diffraction, Poland) с использованием рентгеновской трубки с медным анодом в диапазоне углов 2: 0 – 80о, растровой электронной микроскопии (РЭМ) на приборе «MIRA II LMU» фирмы «TESCAN» с приставкой для энергодисперсионного анализа (ЭДС) «Inca Energy 350», ИК-спектроскопии на приборе «Perkin Elmer Spectrum One», КР-спектроскопии на аппарате «Integra NT-MDT». Измерения параметров структур на РЭМ-изображениях, полученных при микроанализе, производились в интерфейсе программы «Image Pro Plus» версии 3.0.00. Измерение прочности сцепления покрытий с основой проводилось на разрывной машине МР-5.
Научная новизна:
1. Предложен и обоснован способ лазерной ИК-модификации изделий с плазмонапыленным гидроксиапатитовым покрытием в водной среде, обеспечивающий повышение физико-механических характеристик, а также восстановление и улучшение структурно-фазового состояния, утраченного в процессе напыления при высокотемпературном воздействии электрической дуги.
-
Установлены закономерности влияния напряжения на лампе накачки активного элемента, длительности лазерного импульса и коэффициента перекрытия пятен облучения на параметры кристалличности, шероховатости и прочности сцепления покрытия, позволяющие контролировать процесс и формировать заданные параметры.
-
В условиях лазерной модификации ГА покрытия в водной среде выявлены новые типы его структурной организации, характеризуемые повышенной морфологической гетерогенностью и способствующие значительному повышению качеств биосовместимости.
Практическая ценность
Установленная возможность управления структурно-фазовым
состоянием плазмонапыленных кальций-фосфатных покрытий при их дополнительном лазерном ИК-модифицировании в водной среде открывает перспективы для нового направления теоретических и экспериментальных исследований по оптимизации технологии и управления свойствами покрытий.
Построенная модель процесса лазерной обработки, основанная на
численном решении дифференциального уравнения теплопроводности в
программе FlexPDE, позволяет устанавливать степень нагрева,
распределение температурных полей в многослойных системах,
рассчитывать критические скорости охлаждения, осуществлять контроль и прогнозирование эксперимента.
Результаты работы могут быть использованы в производстве изделий медицинской техники, в том числе, при изготовлении внутрикостных имплантатов с пористыми плазмонапыленными кальций-фосфатными покрытиями с улучшенными физико-механическими качествами.
Материалы диссертационной работы используются студентами 3, 4
курсов Саратовского государственного технического университета им.
Гагарина Ю.А., обучающихся по направлениям бакалавриата:
«Материаловедение и технология материалов», «Биотехнические системы и технологии», при изучении учебных дисциплин, связанных с технологиями создания покрытий, модифицирования поверхности, а также с производством и применением внутрикостных имплантатов.
Результаты работы прияты к внедрению на НПФ «Прибор-Т» при «СГТУ им. Гагарина Ю.А.», а также на ООО «Стальтех» (г. Энгельс).
Положения, выносимые на защиту:
1. Модель процесса, базирующаяся на решении дифференциального
уравнения теплопроводности и учитывающая перемещение источника
облучения по поверхности, его размер и импульсный режим, позволяет
установить адекватные зависимости распределения температурных полей и
скорости охлаждения покрытия от плотности мощности излучения для
прогнозирования и контроля процесса лазерной модификации
биокерамического покрытия.
2. Использование в процессе лазерной модификации кальций-
фосфатного покрытия режимов напряжения на лампе накачки [/=250 В,
длительности импульса т=4 мс и коэффициента перекрытия к=\5 %
обеспечивает повышение степени кристалличности с 30 % до 60 %,
увеличение морфологической гетерогенности на 90 % и увеличение
прочности сцепления с 20 МПа до 35 МПа.
3. Лазерная модификация гидроксиапатитового покрытия в водной
среде в зависимости от значений плотности мощности излучения в диапазоне
д=0,5…2-108 Вт/м2 обеспечивает формирование новых типов структурной
организации, значительно увеличивающих морфологическую гетерогенность
поверхности.
Апробация работы
Основные результаты диссертации были представлены на 13-й Международной молодежной научной школе по оптике, лазерной физике и биофизике «Проблемы оптической физики и биофотоники» («Saratov Fall Meeting 2009», Саратов, СГУ им. Н.Г. Чернышевского, 2009), на Всероссийской научно-практической конференции молодых ученых «Инновации и актуальные проблемы техники и технологий» (Саратов, СГУ им. Н.Г. Чернышевского, 2009), на «Всероссийской молодежной выставке-конкурс прикладных исследований, изобретений и инноваций» (Саратов, СГУ им. Н.Г. Чернышевского, 2009), на XXII Международной научной конференции «Математические методы в технике и технологиях -ММТТ 22» (Саратов, СГТУ, 2010), на «Saratov Fall Meeting 2010» (Саратов, СГУ им. Н.Г. Чернышевского, 2010), на XXIII Международной научной конференции «Математические методы в технике и технологиях - ММТТ-24» (Саратов, СГТУ, 2011), на «Saratov Fall Meeting 2011» (Саратов, СГУ им. Н.Г. Чернышевского, 2011), на VI Всероссийской молодежной научной конференции «Микромеханизмы пластичности, разрушения и сопутствующих явлений», на V Международной школе «Физическое материаловедение» (Тольятти 26.09.2013 - 01.10.2013 года).
Научные исследования поддержаны грантом Фонда содействия развитию малых форм предприятий в научно-технической сфере по программе «У.М.Н.И.К.» (гос.контракт №23 от 01.07.2011 и гос.контракт № 11020р/17111 от 31.08.2012) по теме: «Разработка технологии получения микро-, наноструктурных биокерамических покрытий методом плазменного напыления с дополнительной лазерной обработкой».
Публикации. По теме диссертации опубликованы 22 научные работы, в том числе 5 работ в журналах из списка, рекомендованного ВАК, 1 патент, 15 работ в сборниках трудов или других изданиях.
Структура и объем диссертации. Работа состоит из введения, 5 глав, выводов, заключения, списка использованной литературы из 230 наименований и приложения. Общий объем работы составляет 160 страниц и включает 30 рисунков и 17 таблиц.
Методы комбинирования электроплазменной технологии при напылении биопокрытий имплантатов
Дентальная имплантология представляет особую область имплантационной хирургии, посвященную исправлению дефектов, а также лечению повреждений зубных рядов с помощью установки искусственных корней зубов - имплантатов.
Важным фактором в повышении срока службы и качества функционирования внутрикостных имплантатов является обоснованный выбор материалов и типа конструкции в зависимости от определенной клинической задачи. Внутрикостные имплантаты изготавливаются из биосовместимых материалов, обладающих способностью формирования костной ткани на поверхности и создания условий, обеспечивающих адекватное распределение функциональной нагрузки на окружающие биоткани. Биосовместимые материалы имеют небиологическое происхождение и применяются в медицине для заданного взаимодействия с биологической средой. При этом важными факторами, обеспечивающими повышение уровня интеграции имплантата в костной ткани, являются увеличение площади их контакта и повышение качеств биосовместимости поверхности имплантата [1,7,13,94,131].
Используемые при изготовлении имплантатов материалы должны обладать необходимыми биологическими, физико-химическими, механическими и технологическими свойствами для обеспечения возможности применения рациональных технологий изготовления имплантатов, придания заданного характера их взаимодействия с биосредой и повышенного срока функционирования [7,131]. Наиболее важными критериями выбора материалов являются высокие физико-химические и механические свойства, при этом конструкция имплантата должна обладать определенным комплексом геометрических и биомеханических характеристик [7,83].
В качестве имплантационных материалов, отвечающих критериям биосовместимости, в основном, применяют металлы, испытывающие основную функциональную нагрузку, и кальций-фосфатную керамику, создающую необходимое взаимодействие с костной тканью [7,18,34,48,136,138,139].
Дентальные имплантаты функционируют в сложных условиях окружающей биосреды, при этом внекостная часть - супраструктура с зубным протезом испытывает биохимическое влияние среды ротовой полости, а внутрикостная часть подвергается воздействию биосреды костной ткани [5,139]. Наибольшую эффективность обеспечивают металлические конструкции имплантатов, однако при этом они подвергаются действию электрохимической коррозии. По структурному состоянию имплантаты подразделяются на компактные металлические, неметаллические и композиционные, а также покрытия имплантатов однослойные, многослойные, либо композиционные [21,34]. По характеру взаимодействия с биологической средой биосовместимые материалы разделяются на биотолерантные, биоинертные и биоактивные [7,34,83].
Биотолерантные материалы не обеспечивают необходимого образования физико-химической связи между поверхностью имплантата и костным матриксом, что приводит к формированию малопрочной соединительно-тканной фиброзной капсулы вокруг имплантата. Из-за этого в настоящее время биотолерантные материалы применяются лишь в узкоспециальных целях, например, в виде временного имплантата [7,34]. К ним относятся нержавеющие стали, кобальтохромовые сплавы, серебряно-палладиевые сплавы, а так же биологически стабильные, не подвергающиеся гидролизу и не обладающие выраженными токсическими и канцерогенными свойствами полимеры, такие как полиэтилен и полиэтилентерафталат [7,10,21].
Биоинертные материалы характеризуются тем, что их поверхность способна обеспечить физико-химическую связь с костным матриксом, но при этом они практически не включаются в метаболизм костной ткани и не вызывают иммунных реакций на чужеродное тело. К таким материалам относятся титан, никелид титана, тантал, цирконий, золото, корундовая керамика, стеклоуглерод, полиметилметакрилат, политетрафторэтилен [50,64,83,89,100,108].
Биоактивные материалы включаются в ионный обмен и метаболизм костного матрикса и частично или полностью замещаются костной тканью в процессе её регенерации. Они обладают химическим сродством с минеральной составляющей костной ткани, их характерной особенностью является полная либо частичная резорбция со временем и замещение костной тканью [7,22,145,193,202,216]. Важное значение для биоактивности таких материалов имеет пористость, способствующая прорастанию костной ткани в структуру материала имплантата, обеспечивающая прочную фиксацию в кости. Биоактивными материалами являются кальций-фосфатные соединения, такие как гидроксиапатит, фторапатит, трикальцийфосфат, сульфат кальция, углеродная биокерамика, а так же биостекла и материалы на основе некоторых высокомолекулярных полимеров [166,182].
Важнейшие технологические характеристики биоматериалов, среди которых литейные качества, ковкость, свариваемость, обрабатываемость резанием играют существенную роль при выборе материалов и конструктивных параметров изготовляемых имплантатов.
Разновидности конструкции внутрикостных дентальных имплантатов разделяются по конструктивно-функциональным и физико-механическим признакам. По форме внутрикостной части имплантаты могут иметь вид тел вращения, пластин, а также комбинированную форму [21,53]. По конструктивному исполнению имплантаты делятся на неразборные и разборные, отличающиеся наличием дополнительных элементов, использование которых позволяет приблизить имплантат по форме и биомеханике к естественному зубу [42,132]. Вид имплантата подбирается под определенный тип кости, а также под определенную клиническую задачу. Например, имплантация может проводиться в условиях одно- или двухэтапной методики, в зависимости от вида протезирования с применением съемных, условно съемных, несъемных и комбинированных протезов. Наибольшее применение получили эндооссальные имплантаты, имеющие внутрикостную часть, шейку и головку супраструктуры. Они позволяют получать наилучшие результаты имплантации на различных участках зубных рядов при удовлетворительном состоянии альвеолярного отростка.
Полученные результаты моделирования и их анализ
Для решения поставленных задач проведены теоретические и экспериментальные исследования, направленность которых определяется известными теоретическими и технологическими закономерностями. На этой основе выбраны режимы и параметры, позволяющие получить требуемые расчетные и экспериментальные результаты для разработки процесса лазерного импульсного модифицирования с целью создания покрытия, обладающего необходимым структурно-фазовым составом, развитой морфологией и высокими биомеханическими свойствами. В соответствии с целью работы и поставленными задачами исследования содержат несколько основных этапов.
На первом этапе формулируются принципы прогнозирования и контроля процесса лазерной модификации биокерамического покрытия на металлической основе в водной среде. Для этого осуществляется моделирование процесса лазерной обработки многослойной системы для установления зависимостей степени нагрева от плотности мощности лазерного излучения, основанное на решении дифференциального уравнения теплопроводности методом конечных элементов в программе FlexPDE. Выбор начальных и граничных условий в модели проводится с учетом методики на основании проводимого постановочного эксперимента с визуальным контролем изменений на поверхности.
Математическое моделирование процесса лазерной обработки многослойной системы позволяет исследовать в трехмерном пространстве последовательность взаимосвязанных нелинейных задач, каждая из которых соответствует одному импульсному воздействию лазерного луча. Решение каждой задачи, начиная с первой, служит начальным условием для последующей. Это позволяет имитировать весь процесс прохождения лазерного луча по поверхности материала по заданной траектории [24].
Достижение необходимой температуры термического воздействия определяется параметрами сканирования, длительностью импульса, плотностью энергии, характеристиками покрытия и условиями использования водной среды. По результатам моделирования формируются картины распределения температурных поле в трехслойной системе для определения величины термического воздействия, а также рассчитывается критическая скорость охлаждения. С помощью полученных зависимостей и известных температур фазовых превращений кальций-фосфатного материала разрабатывается методика экспериментальных исследований.
Второй этап посвящен разработке методики и проведению исследований влияния режимов лазерной модификации на физико-механические свойства и фазово-структурное состояние покрытий.
Обработка плазменного покрытия лазерным излучением в условиях размещения его в водной среде встречает ряд трудностей, которые связаны: - со сложностью подбора энергетических режимов, обеспечивающих необходимый эффект; - различными размерами пятна облучения и обрабатываемой поверхности; - поглощением ИК-излучения водой; - сильно выраженной морфологической гетерогенностью покрытия, приводящей к неравномерному поглощению.
В качестве основы опытных видов покрытий для исследований используются прямоугольные пластины титана ВТ 1-00 (ГОСТ 19807-74) размерами 10x10x2 мм и 8x5x2 мм. Титановые пластины подвергаются струйно-абразивной очистке порошком электрокорунда с размером частиц 200-500 мкм на установке «Чайка-20» при избыточном давлении воздуха 0,4...0,6 МПа в течение 15...20 сек на каждый образец. После этого образцы промываются и обезжириваются в спирте при размещении в ультразвуковой ванне «ПБС-ГАЛС». Для создания переходного подслоя используется порошок титана (Ті) ПТС (ТУ 14-1-3086-80) дисперсностью іті=90-100 мкм. Для ГА покрытий применяется порошок синтетического ГА дисперсностью dTA=40-90 мкм марки ВФС-42-2378-94 (ASTM-1185-80). Размер частиц порошка регулируется просеиванием через сита с соответствующим размером ячейки. Перед напылением порошки просушиваются в сушильном шкафу при температуре 180 С в течение 1 часа.
Электроплазменное напыление порошков Ті и ГА осуществляется в воздушной атмосфере с использованием полуавтоматической лабораторной установки ВРЕС 744.3227.001. Напыление порошков производится с помощью плазмотрона модели ГН-5, апробированного в предыдущих исследованиях [21]. В качестве плазмообразующего (ПО) и транспортирующего (Тр) газа применяется аргон при расходе Мдо=40...50 л/мин и МТр=5...7 л/мин соответственно. Рекомендуемые режимы напыления переходного слоя Ті являются ток плазменной дуги 470±20 А, напряжение 35±5 В и дистанция напыления 110±10 мм.
Исследование структурно-фазового состояния покрытий, обработанных лазерным излучением
Основным недостатком всех материалов на основе ГА является недостаточная резорбируемость в физиологической среде с рН 7,3. Поэтому наиболее часто в медицинской практике используют композиционные материалы на основе ГА и ТКФ. Скорость резорбции имплантата прямо пропорциональна содержанию ТКФ в композиции: так как растворимость ТКФ на порядок выше, чем растворимость ГА, то с увеличением доли ГА процесс резорбции замедляется. Таким образом, для создания лучшей биоактивности всегда ставится задача получить наиболее рациональное сочетание в покрытии составов кристалличной фазы и быстрорезорбируемой фазы.
Обоснование процессов и результатов лазерной модификации покрытия невозможно без анализа исходных материалов. В связи с этим первоначально исследуется напыляемый порошок ГА и напыленное покрытие без обработки.
Рентгенофазовый анализ типовых образцов позволяет получить их дифрактограммы с характерными пиками определенных фазовых составляющих. На начальном этапе исследуются и сравниваются образцы исходного порошкового материала гидроксиапатита с эталонным расчетным РФА-спектром поликристалла. Результаты РФА показывают, что исходный порошок состоит из гексагонального ГА с постоянными ячейками кристаллической решетки а=0,942 нм и с=0,688 нм (ASTM 9-432). Полученные данные указывают на полное соответствие фазового состава напыляемого порошка ГА расчетному РФА спектру (рис. 4.5).
Анализ интенсивностей рефлексов ГА показывает сильное снижение относительной интенсивности всех линий плазмонапыленного ГА. Это может быть объяснено аморфизацией частиц ГА в результате перегрева, либо в быстром цикле плавления-затвердевания при их плазменном напылении. На аморфизацию материала покрытия также указывает уширение рефлексов по сравнению с таковыми для исходного порошка. Расчеты показывают, что средняя степень кристалличности составляет порядка 27 %. Это является удовлетворительным, но не достаточным показателем биоактивности покрытий. В покрытии помимо ГА наблюдается наличие фаз его декомпозиции, таких как ТКФ, СаО с преобладанием аморфной фазы фосфата кальция. Появление линий, отвечающих за фазу ТЮ2, связано с титановой основой покрытия или промежуточным титановым подслоем. Для анализа рентгенограмм наиболее целесообразным является их сопоставление с данными ИК и КР анализов.
Инфракрасный анализ и спектроскопия комбинационного рассеяния (КР) типовых образцов позволяют наиболее качественнее отразить изменения в структуре материала после процессов плазменного напыления покрытия и лазерной обработки. По результатам эксперимента получены спектры с характерными пиками определенных частотных составляющих. Для подробного исследования проводится сопоставление экспериментальных и литературных данных ГА материала, приведенных в таблице (табл.4.4) и на спектрах (рис.4.6).
Из таблицы видно, что полученные спектры исходного ГА, в основном, совпадают с результатами литературных источников, причем как по расчетным, так и по экспериментальным значениям. Они имеют несколько разрешенных и слабо разрешенных максимумов в диапазонах частот: 432...480 см-1, отнесенных к деформационным колебаниям О-Р-О (v2) РО3" группы в ГА; 588...610 см-1, отнесенных к деформационному колебанию О-Р-О (v4) РО , а также несколько пиков в области 955...961 см , отнесенных к симметричному (vi) и 1037... 1076 см-1 - к асимметричному (v3) валентному Р-О колебанию тетраэдрической РО -группы в ГА.
В представленных экспериментальных ИК-спектрах порошка ГА наблюдаются линии характеристических валентных колебаний Р04 : интенсивная полоса трижды вырожденных антисимметричных валентных колебаний v3 с максимумами 1048, 1090, 963 см-1, и структурированная полоса деформационных плоскостного и внеплоскостного колебаний Р04 5 (О-Р-О) с максимумами 570 и 603 см-1 (рис. 4.7). Полосы поглощения в низкочастотной области 473 см-1 также связаны с деформационными колебаниями Р04 в структуре кристалла.
В экспериментальных КР-спектрах порошка ГА наблюдается линия с частотой 3570 см"1, относящаяся к валентному колебанию О-Н группы ГА, а в ИК-спектре дополнительно появляется линия трансляционно-либрационного колебания этой группы с частотой в максимуме 632 см"1 (рис. 4.6 а,в). Эти линии определяют степень стехиометричности ГА, но в напыленном покрытии они отсутствуют, что говорит о фазовых изменениях и разложении ГА с образованием аморфной фазы. На это указывает наблюдающаяся разница в положении максимумов в области частот 950 см-1 при сравнении кристаллического порошка ГА и покрытия, а также появление фаз ТКФ и оксида кальция в покрытие на рентгенограммах. Полосы поглощения в области 3451 см"1 и 1631 см"1 соответствуют валентным и деформационным колебаниям структурно несвязанной воды. Линия поглощения 2370 см-1 появляется в присутствии КВг. Остальные полосы с характерными максимумами отвечают различным типам колебаний фосфат аниона РО4 " в структуре ГА.
Применение технологии лазерной модификации в водной среде для повышения качества плазмонапыленных ГА покрытий на имплантатах
Проведенные теоретические и экспериментальные исследования указывают, что имеется достаточно узкий диапазон варьирования факторов U, т и к в соответствие с планом эксперимента. Данный диапазон оценивается величиной плотности мощности q со значениями от минимального 0,5-10 Вт/м до максимального 1,81 10 Вт/м . Установлено, что при максимальных режимах обработки [/=290 В и т=6 мс, соответствующих #=1,81-10 Вт/м, можно создавать покрытия с повышенными значениями шероховатости. Но в данных покрытиях формируется нежелательный фазовый состав, который отмечается на РФА и характеризуется, например, увеличением величины соотношения Са/Р. Экспериментально установлено, что фактор к оказывает незначительное, но обратное влияние на прочность сцепления, а также незначительное влияние на кристалличность по сравнению с параметрами U и т. Таким образом, коэффициент перекрытия пятен облучения должен быть минимальным, обеспечивающим обработку всей поверхности без избыточного воздействия (в соответствие с рис.3.2). Кроме того, минимальное перекрытие сокращает общий цикл операции по обработки изделия.
Стоит отметить, что лазерная обработка даже при минимальных режимах обеспечивает увеличение морфологической гетерогенности по сравнению с немодифицированным покрытием. С учетом вышесказанного можно установить, что достижение наибольшего в при использовании минимального коэффициента перекрытия к=\5% возможно при сочетании значений режимов [/из диапазона 270...290 В и г из диапазона 4...6 мс.
Фактор напряжения накачки оказывает большее влияние на качества покрытия по сравнению с длительностью импульса (рис.4.31 а, 4.32 б). Анализ зависимостей позволяет утверждать, что наиболее эффективным 130 значением является напряжение 290 В. Для обеспечения наилучшего фазового состава с учетом данных РФА наиболее допустимым будет длительность импульса значением 4 мс. Для данных значений плотность мощности составляет 1,61-10 Вт/м , что является допустимым. При этом прочность сцепления возрастает до с 15МПа до 29 МПа, кристалличность увеличивается до 51 %, а параметры шероховатости Ra, Rz, Rmax, Sm возрастает соответственно до значений 20 мкм, 61 мкм, 92 мкм и 99 мкм.
Применение технологии лазерной модификации в водной среде для повышения качества плазмонапыленных ГА покрытий на имплантатах
Эффективность использования дентальных имплантатов, как правило, определяется конкретной клинической задачей. Выше было отмечено, что в решении проблем имплантации особое внимание уделяется лечению в условиях значительной атрофии кости верхней или нижней челюсти. В этом случае требуется сложное оперативное лечение, которое называется «синус лифтинг». В этом случае альтернативой такой апробированной методики является установка имплантата комбинированной конструкции в атрофированную кость, который предполагает определенную методику установки. По сравнению с традиционной методикой установки, данная конструкция имплантата отличается более жесткими условиями функционирования, в виду меньшего объема кости и особенностью элементов конструкции. В связи с этим значение имеет повышенные остеионтеграционные свойства той части поверхности, которая непосредственно контактирует с костью. Для этого целесообразнее всего использовать биокерамическое наноструктурированное покрытие с высокими биомеханическими показателями.
Разработанная конструкция, выполненная из биоинертного титана, содержит втулку в виде полого цилиндра, имеющего с внешней стороны резьбу для фиксации в кости, а с внутренней - резьбу для соединения с резьбой винта-дистрактора (рис. 5.1 а). Винт изготовлен в виде цилиндрического стержня с резьбой на внешней поверхности, полусферическим основанием и осевым резьбовым отверстием для установки иглы шприца, заглушки или супраструктуры. Осевое отверстие соединяется у основания с двумя диаметральными ортогонально расположенными сквозными отверстиями в месте их пересечения (рис. 5.1 б) для прохождения остеопластического геля внутрь синусовой полости и последующего прорастания в отверстия костной ткани. Осевое отверстие выполнено ступенчатым в верхней части в виде посадочного углубления, переходящего в резьбовое отверстие меньшего диаметра. В соответствии с этим рациональная типовая конструкция имплантата, соответствующая параметрам КИСВТ-СГТУ, может иметь наружный диаметр 4,6 мм и длину 10 мм (рис. 30).
Технический результат заключается в том, что конструкция позволяет в условиях атрофии альвеолярного костного отростка аккуратно внедрить основание винта-дистрактора в синусовую полость и с помощью шприца сквозь винт ввести остеопластический гель. Данный гель, проходя через ортогональные отверстия, распространяется вокруг основания имплантата и в дальнейшем позволяет нарастить костную ткань. Винт при этом остается во втулке, тем самым удлиняя конструкцию и увеличивая общую площадь соприкосновения имплантата с костными тканями. Такие меры повышают надежность фиксации имплантата в кости с высокой нагрузочной способностью.
Для успешного использования данной конструкции втулка, вворачиваемая в кость, должна обладать повышенными биомеханическими свойствами. Для этого на ее поверхность необходимо наносить биопокрытие, обладающее повышенными физико-механическими, морфологическими качества, а также наилучшим структурно-фазовым состоянием.. Технологические рекомендации по лазерной модификации электроплазменных ГА покрытий
В соответствии с поставленными целями и задачами на основе полученных результатов исследования разрабатываются технологические рекомендации процесса получение пористых, высококристалличных, с развитой морфологией и высокой прочностью сцепления покрытий на имплантатах (рис. 4.1). Общая технология изготовления дентальных имплантатов с биоактивными покрытиями основывается на следующих базовых принципах:
