Содержание к диссертации
Введение
1. Аналитический обзор литературы 12
1.1. Основные характеристики дентальных имплантатов 13
1.2. Технологические методы изготовления дентальных имплантатов 24
1.3. Формирование характеристик электроплазменных покрытий 29
Выводы 43
Задачи исследований 44
2. Постановка вопроса и общая методика исследования 46
3. Теоретические предпосылки к закономерностям процессов и условиям технологии термической активации поверхности основы при электроплазменном напылении биоактивных покрытий
3.1. Математическая модель термической активации при формировании электроплазменных покрытий 57
3.2. Конструктивно-функциональные характеристики устройства индукционно-термической активации 71
Выводы 81
4. Исследование влияния режима и условий плазменно-индукционного напыления на фазово-структурное состояние и основные механические свойства биоактивных покрытий
4.1 Методика исследования 82
4.2 Результаты исследования и их анализ 93
Выводы 121
5. Разработка конструкторско-технологических рекомендаций по изготовлению дентальных имплантатов с улучшенными параметрами биоактивности покрытия при плаз-менно-индукционном напылении
5.1 Конструктивные особенности промышленного образца дентального имплантата 123
5.2 Комплексная оценка биомеханических свойств покрытий, полученных методами плазменного и плазменно-индукционного напыления с использованием многомерных функций
5.3 Технологические характеристики изготовления дентальных имплантатов с улучшенными биомеханическими качествами 129
Выводы 140
6. Экономическая и медико-техническая оценка эффективности использования разработанных конструкторско-технологических рекомендаций при изготовлении и применении высококачественных дентальных имплантатов 141
6.1. Экономическое обоснование эффективности модернизации 141
6.2. Медико-техническое оценка эффективности использования разработанных конструкторско-технологических рекомендаций 152
Выводы 153
Общие выводы по работе 154
Заключение 156
Список использованных источников 159
Приложение
- Формирование характеристик электроплазменных покрытий
- Математическая модель термической активации при формировании электроплазменных покрытий
- Технологические характеристики изготовления дентальных имплантатов с улучшенными биомеханическими качествами
- Экономическое обоснование эффективности модернизации
Введение к работе
Электроплазменный и другие способы нанесения покрытий газотермическим методом нашли широкое применение в различных областях техники, при этом особый интерес представляет получение пористых покрытий, способных выполнять функцию биосовместимого материала. В настоящее время весьма важной медико-технической, а также социальной проблемой является исправление дефектов и повреждений зубных рядов пациентов. Наиболее эффективным решением данной проблемы является дентальная имплантация, которая в последнее время получила широкое распространение. Установка таких внутри-костных искусственных опор зубных протезов позволяет полностью решить проблему восстановления нарушенных или утраченных функций зубных рядов.
Успешное применение изделий медицинского назначения, в том числе дентальных имплантатов и других ортопедических систем, неразрывно связано с их конструкцией, применяемыми материалами и технологией изготовления. Тип конструкции дентальных имплантатов обусловлен не только медико-биологическими показаниями, но и возможностями современной технологии. Наибольшая эффективность в получении необходимых результатов лечения и реабилитации пациентов достигается благодаря применению имплантатов комбинированной конструкции. Их основа выполнена из прочного биосовместимого материала, воспринимающего жевательные нагрузки от зубного протеза, а покрытие обладает биоактивными свойствами, необходимыми для надежной остео-интеграции, т.е. приживления, имплантата и повышения срока его службы. Особое значение при конструировании дентальных имплантатов имеет их форма, а также структура поверхности, которые существенно влияют на способность к необходимому взаимодействию элементов биотехнической системы «зубной протез - имплантат - биоткань».
Одним из перспективных направлений биомедицинского материаловедения является решение проблемы биосовместимости имплантатов за счет повы-
5 шения физико-механических и биологических характеристик медицинских материалов. Установлено, что любой отдельно взятый материал может обладать требуемым комплексом свойств по всему объему, но свойства его поверхности могут не соответствовать таким необходимым показателям, как, например, шероховатость, морфология, износостойкость и другие. На практике имплантоло-гами все шире применяются результаты разработок в области материалов с биосовместимыми покрытиями. Наиболее распространенным методом повышения функциональных свойств имплантатов является модификация поверхности материала их основы. В этом случае свойства поверхности изделия могут сильно отличаться от свойств основного или исходного материала. Обработка поверхности обычно производится электрофизическими и физико-химическими методами, например, путем напыления или осаждения материала покрытия, в том числе для придания ему наноструктурированного состояния.
В настоящее время существует ряд технологий, которые применяются для нанесения покрытий на медицинские изделия. Существующие методы формирования биосовместимых покрытий включают использование технологий на основе специальных физических или химических процессов, применение которых для изготовления внутрикостных имплантатов затруднено по техническим и экономическим причинам, а также в связи с необходимостью сохранения стерильности изделий. Как показывают проведенные исследования, одним из наиболее технологичных, позволяющих наносить покрытия из любых материалов с заданными свойствами, является метод электроплазменного напыления.
Покрытия на имплантатах должны обладать определенным комплексом свойств, включающих высокую адгезию, наличие биоактивности, необходимой пористости, развитую морфологию, что требуется для эффективной остеоинте-грации имплантатов. Улучшение приживляемости костных имплантатов с покрытиями обеспечивается за счет повышения адсорбции и адгезии костных клеток, благодаря приближению их фазово-структурного состояния и свойств к
6 параметрам костной ткани. Это может быть достигнуто путем формирования в объеме и на поверхности покрытий необходимой структуры и морфологической гетерогенности.
Однако при этом не всегда достигается высокая адгезия электроплазменных покрытий, а существующие методы повышения прочности сцепления имеют ряд существенных недостатков. Разрешение проблемы создания пористых покрытий при высокой прочности сцепления с основой имеет определяющее значение для повышения эффективности применения электроплазменного способа при изготовлении высококачественных дентальных имплантатов. Установлено, что наибольшую роль при этом играет повышение температуры контакта в зоне взаимодействия напыляемых частиц и основы, достигаемое различными методами.
Имеющиеся данные показывают, что повышение срока службы имплантатов и снижение доли случаев их отторжения является чрезвычайно важной и актуальной задачей, поскольку обеспечивает получение существенного медико-технического и экономического эффекта. Решение данной задачи может быть достигнуто за счет создания и применения комплекса мероприятий по усовершенствованию технологии получения на поверхности основы имплантата покрытий с высокими биомеханическими свойствами. Для формирования данных параметров целесообразнее всего применять рациональное сочетание технологических режимов плазменного напыления и температурного воздействия на основу имплантата. Это может позволить получать покрытия с требуемыми показателями фазового состава, морфологической гетерогенности, пористости и прочности сцепления. Однако известные способы термического воздействия на основу при напылении покрытий являются технически трудно осуществимыми либо имеют существенную инертность воздействия. Достаточно технологичным представляется применение индукционного нагрева по закономерности этого процесса применительно к напылению покрытий дентальных имплантатов.
7 Объект исследования: покрытия, напыленные плазменно-индукционным методом.
Предмет исследования: фазово-структурное состояние и основные механические свойства покрытий.
Цель работы: повышение уровня биомеханической совместимости покрытий дентальных имплантатов за счет разработки нового технологического процесса электроплазменного напыления с предварительной индукционно-термической активацией основы.
Методы и средства исследований. В работе использованы основные положения теории электроплазменного напыления, а также индукционного нагрева. Экспериментальные исследования выполнялись с использованием аппарата пескоструйной обработки «Чайка-20», ультразвукового генератора УГТ-902, установки электроплазменного напыления ВРЕС 744.3227.001 и разработанного устройства индукционного нагрева. Температура основы измерялась при использовании ИК пирометра DT-8828 с пределами от -50 С до 1100 С и погрешностью ± 0,1 С. Статистическая обработка и аппроксимация экспериментальных данных проводилась по методу наименьших квадратов с использованием программного пакета MATLAB 6.0. Свойства покрытий изучались методами рентгенофазового анализа (ДРОН-4, Со-Ка излучение), оптической микроскопии (МИМ-8, АГПМ-6М, фотоаппарат Olympus FE-100), профилометрии (профилометр 107622), измерения микротвердости (ПМТ-3) и прочности при срезе на специально разработанной установке, имеющей динамометр с пределом измерений нагрузки до 50 Н с ценой деления 0,2 Н.
Научная новизна:
1. Предложена математическая модель прочности сцепления покрытия с основой, учитывающая влияние ее индукционно-термической активации, дис-
8 танции электроплазменного напыления и позволяющая обосновать принципы получения покрытий с улучшенными показателями биосовместимости.
Впервые установлены закономерности влияния температуры индукционного нагрева основы и дистанции электроплазменного напыления на фазовый состав, степень кристалличности, морфологическую гетерогенность, относительную шероховатость, однородность микрорельефа, пористость, микротвердость и прочность при срезе титановых и гидроксиапатитовых покрытий дентальных имплантатов.
Найдены наилучшие режимы плазменно-индукционного напыления, обеспечивающие рациональное сочетание фазово-структурных и основных механических свойств покрытий дентальных имплантатов.
Положения, выносимые на защиту:
Предложенная математическая модель, основанная на уравнениях теплопередачи и кинетики физико-химических процессов взаимодействия частиц с основой, позволяет достоверно устанавливать величину прочности их сцепления в зависимости от контактной температуры, дистанции электроплазменного напыления и режима индукционного нагрева основы.
Дополнительное применение индукционного нагрева титановой основы перед напылением гидроксиапатитовых покрытий позволяет улучшить их фазовый состав, повысить степень кристалличности до 75 % и тем самым стабилизировать резорбируемость.
Разработанный технологический процесс электроплазменного напыления с дополнительным индукционным нагревом титановой основы позволяет увеличить прочность при срезе титанового подслоя с 60 до 70 МПа и гидро-ксиапатитового покрытия с 55 до 80 МПа, параметры морфологической гетерогенности на 50...80 %, а также повысить величину микротвердости с 650 до 900 МПа и стабилизировать пористость гидроксиапатитового слоя на уровне 44... 45%.
Практическая ценность. Результаты работы могут быть использованы в производстве медицинской техники при изготовлении костных дентальных и других видов имплантатов с электроплазменными покрытиями при улучшенных качествах биосовместимости.
Предложен метод термической активации основы имплантатов с помощью индукционного нагревательного устройства, обеспечивающий эффективное повышение адгезионно-когезионных качеств электроплазменных напыленных покрытий различного назначения.
Разработано опытное устройство индукционного нагрева напыляемых пластинчатых и цилиндрических имплантатов до 600 С с частотой тока на индукторе 100 кГц при потребляемой мощности не более 150 Вт, встраиваемое в установку электроплазменного напыления покрытий и обеспечивающее реализацию технологических режимов плазменно-индукционного напыления для улучшения качеств биомеханической совместимости.
Определены технологические режимы формирования гидроксиапатито-вых покрытий, ток дуги 450 А, напряжение 30 В, дистанция напыления 90... 130 мм, средний размер напыляемого порошка 90 мкм, индукционный нагрев титановой основы имплантатов с титановым подслоем до 400 С, что дает возможность повысить степень кристалличности гидроксиапатита до 75 %, улучшить морфологическую гетерогенность поверхности покрытия на 50...80 % с получением высокой пористости 44...45 %, увеличить прочность покрытия при срезе с 55 до 80 МПа, микротвердость - с 650 до 900 МПа. Повышенные структурные и физико-механические свойства получаемых гидро-ксиапатитовых покрытий обеспечивают возрастание качеств их биоактивности, за счет чего улучшается приживляемость имплантатов, стабилизируется их функционирование, предупреждается опасность воспалительных осложнений и отторжения. В результате применения имплантатов возрастает эффективность лечения дефектов и повреждений зубных рядов.
10 Материалы диссертационной работы могут быть использованы студентами 4 и 5 курсов Саратовского государственного технического университета и других ВУЗов по специальностям «Машины и технология высокоэффективных процессов обработки материалов» и «Биотехнические и медицинские аппараты и системы» при изучении учебных дисциплин, связанных с нанесением покрытий, а также производством и применением дентальных имплантатов.
Реализация результатов работы. Плазменно-индукционный метод напыления гидроксиапатитовых покрытий дентальных имплантатов с улучшенными параметрами биоактивности принят к внедрению на производственном участке НПА «Плазма Поволжья». Изготовленные имплантаты с покрытием в составе опытной партии успешно проходят клиническую проверку в стоматологических лечебных учреждениях г. Саратова.
Апробация работы. Основные материалы диссертации были представлены на 8-й Всероссийской конференции «Новые технологии в стоматологии и имплантологии» (Саратов, СГТУ, 2006), конференции молодых ученых «Молодые ученые науке и производству» (Саратов, СГТУ, 2007), 8-й Международной конференции «Пленки и покрытия - 2007» (Санкт-Петербург, Институт проблем машиноведения РАН, 2007), 21-й Международной научной конференции «Математические методы в технике и технологиях - ММТТ-21» (Саратов, СГТУ, 2008), 9-й Всероссийской научно-практической конференции «Новые технологии в стоматологии и имплантологии» (Саратов, СГМУ, 2008).
Публикации. По теме диссертации опубликовано 16 научных работ, в том числе 1 патент, 1 работа в журнале из списка, рекомендованного ВАК, и 14 работ в других изданиях.
11 Автор искренне благодарен за помощь в работе над диссертацией научному руководителю Лясникову В.Н. и всем сотрудникам кафедры МВПО СГТУ.
Формирование характеристик электроплазменных покрытий
Первые отечественные разработки по плазменному напылению были выполнены в 50-х годах XX века в Институте металлургии имени А.А. Байкова под руководством Н.Н. Рыкалина и И.Д. Кулагина. В настоящее время наиболее значительными являются результаты, полученные коллективами под руководством А.В. Донского, М.Ф. Жукова, В.В. Кудинова, B.C. Клубникина, В.Н. Лясникова. В этом же направлении вели разработки зарубежные исследователи Г. Робсон, В. Баббит, А. Хасуй, Д. Харрис, Э. Кречмар и другие [48, 50, 56,105,135].
Существует множество методов напыления с помощью низкотемпературной плазмы, при этом наибольшее распространение получило электроплазменное напыление. Сущность его состоит в том, что в устройстве для напыления - плазмотроне, между анодом и катодом формируется электрическая дуга, вдоль которой пропускается плазмообразующий газ. Эту функцию могут выполнять аргон, гелий, азот, кислород, воздух, метан, которые ионизируются, достигая высоких температур, при этом расход газа находится в пределах 20...60 л/мин [12, 22, 24, 50,78,135].
Материал покрытия в виде порошка или прутка может подаваться в различные зоны низкотемпературной плазмы. При этом зернистость порошков оказывает большое влияние на их плавление и распыление в потоке, на структурные характеристики и свойства получаемого покрытия. В соответствии с требованиями к данным параметрам значения зернистости выбираются в пределах от 5 до 200 мкм. Место и угол ввода напыляемого порошка в плазменную струю зависит от применяемого материала, типа порошка и его дисперсности, а также от требований, предъявляемых к фазово-структурному составу покрытия. В процессе движения от точки ввода в струю плазмы и до контактной зоны с основой частица порошка испытывает действие различных гидродинамических и теплофизиче зо ских факторов, вследствие чего ее фазово-структурный состав может сильно изменяться [13,19, 25, 67, 82,147,156].
Транспортирующий газ обеспечивает подачу порошка в плазменную струю, при этом он не должен оказывать химического воздействия на порошок. По данным основаниям для транспортирования используются аргон и другие инертные газы при их расходе 1.. .4 л/мин [19, 22, 24]. Технологическим инструментом напыления служит электродуговой плазмотрон, питающая его мощность составляет 15... 50 кВт. Наиболее рациональное воздействие на параметры процесса напыления достигается за счет изменения силы тока от 200 до 600 А, напряжения - 20... 100 В [32]. Дистанция напыления определяет величину прогрева частиц и их скорость, а также температурное воздействие на поверхность основы. В зависимости от свойств, предъявляемых к покрытию, характерные значения дистанции напыления могут составлять 60... 150 мм [129,135]. Равномерность качеств получаемого покрытия определяется перемещением плазмотрона и основы относительно друг друга. Скорость перемещения пятна напыления плазмотрона может иметь значения 200... 800 мм/мин. Находясь в нагретом или расплавленном состоянии, частицы вступают во взаимодействие с газами, присутствующими в струе плазмы и технологической камере напыления. На данной стадии протекает несколько механизмов взаимодействия [7, 29, 57, 58]: - адсорбция газа поверхностью частицы; - химическое взаимодействие, с образование оксидных пленок и других соединений; - растворение газов в жидкой фазе частиц; - диффузионные процессы и механическое «подмешивание» продуктов поверхностного взаимодействия к объему частицы конвективными потоками. Следующей стадией формирования покрытия является контакт частицы с основой, который происходит в несколько этапов [7, 59, 60, 80]. На первом этапе частица претерпевает ударное взаимодействие, при котором возникающее давление в контактной зоне представляет импульсное и напорное, время действия которых составляет 10"9...10"10 и 10"7...10"3 с соответственно [24]. Одновременно с действием кинетической энергии частиц в зоне контакта действуют теплофизиче-ские силы. Определяющей величиной силы сцепления отдельной частицы с покрытием является контактная температура, которая зависит как от температуры частицы в момент контакта и степени ее проплавлення, так и температуры основы [106, 135, 158]. Однако даже перегретая частица не может сообщить основе такое количество теплоты, которое могло бы привести значение контактной температуры в область температур выше точки плавления основы, ввиду малого объема частицы и быстрого отвода тепла вглубь изделия. Поэтому для повышения адгезии часто осуществляется напыление на подогретую основу.
Прочное приваривание частицы к основе достигается лишь при достижении определенной температуры, соответствующей наиболее полному заполнению контактной поверхности под частицей очагами схватывания на 40...70 % [52, 78, 107, 127]. Температура подогрева для каждого материала основы имеет свое значение и может охватывать широкий диапазон от отрицательных температур до температур порядка 1273 К и более. Например, предварительный прогрев основы в течение нескольких секунд с применением защитной насадки делает возможным внедрение напыляемых частиц в оплавленном состоянии в нагретый пластичный материал основы с активацией диффузионных процессов [57, 80].
При ударе об основу частица интенсивно деформируется, так что в зависимости от температуры, степени проплавлення и скорости частицы в момент контакта, а так же состояния основы (температура, микрорельеф, степень очистки, наклеп и др.) возможны различные варианты их взаимодействия [75, 158]. Так, если частица полностью расплавилась, то по завершении процесса кристаллизации она приобретает куполообразную форму поперечного сечения. При значительном перегреве частицы происходит уменьшение высоты купола, т.е. частица приобретает форму плоского диска. Недостаточное проплавление приводит к то 32 му, что частица при ударе мало деформируется и лишь ее малая часть в виде расплавленной поверхности, обволакивающей твердое ядро, обеспечивает приваривание частицы к основе. При больших скоростях частица в момент удара о поверхность может приобрести неправильную форму в плане. Особенно это явление заметно при напылении на холодную поверхность, когда появляются многочисленные брызги и растрескивания растекшейся частицы [158]. Следует учитывать определенное влияние на структуру покрытия угла напыления [129]. Так, при углах напыления 45... 90 частицы имеют определенную ориентацию относительно поверхности основы; при углах 30 и менее частицы приобретают дезориентированное положение и неправильную форму по всему объему, поэтому сцепление с основой сильно затрудняется.
Формирование межфазной границы и самого покрытия из расплавленных и частично расплавленных частиц сопровождается рядом явлений: образованием границ нового состава, содержащего оксиды, нитриды и другие соединения; созданием пористой микроструктуры; изменением структуры материала частицы (закалка, аморфизация) вследствие очень высоких скоростей охлаждения; возникновением напряжений, приводящих к появлению трещин в объеме покрытия и основы в месте контакта, а также в самой частице [143, 147,158]. Значительные напряжения, возникающие в покрытии и поверхностных слоях основы, могут привести к распространению трещин в покрытии и, как следствие, к его отслаиванию.
Математическая модель термической активации при формировании электроплазменных покрытий
Одним из главных недостатков плазменных биоактивных покрытий являются невысокие значения характеристик их прочности, вследствие чего может происходить разрушение покрытий. Данный недостаток обусловлен физико-механической сущностью процесса плазменного напыления, характеризуемого большой неравномерностью распределения значений параметров, формирующих свойства покрытия в пятне напыления.
Стабилизация механических свойств покрытий происходит при нанесении сравнительно тонких биокерамических покрытий, толщиной 50... 100 мкм. Чтобы уменьшить опасность появления значительных внутренних напряжений в покрытии, высокого температурного градиента в зоне взаимодействия частиц с основой и образования неоднородного структурно-фазового состава, необходимо повысить температурный уровень процесса формирования контакта частиц за счет термической активации основы. С этой целью устанавливаются физико-математические взаимосвязи параметров напыления и определяются конструктивные решения индукционного нагревательного устройства.
В теории плазменного напыления известна закономерность, отражающая зависимость прочности сцепления частицы с основой от фундаментальных физико-химических параметров [107, 127, 135]: где осц - прочность сцепления частицы с основой, МПа; ав - предел прочности материала частицы, МПа; v 101J Гц - частота собственных колебаний атомов основы; т = 10" ... 10" с - характерные величины времени взаимо-действия расплавленной частицы с материалом основы; к= 1,38-10" Дж-К" - постоянная Больцмана; Еа = 2,ПО"19 Дж - энергия активации титана; ТК-контактная температура в зоне взаимодействия частицы с основой, К. Анализ приведенной зависимости (3.1) показывает, что для повышения прочности сцепления покрытия необходимо повышать контактную температуру Тк, которая, в свою очередь, зависит как от температур частицы и основы, так и от вида применяемых материалов.
Прочное приваривание частицы к основе создается при достижении определенной температуры основы То, обеспечивающей формирование в контактной зоне участков сваривания на площади 40...70 % [127]. При температуре ниже То площадь приваривания оказывается недостаточной и частицы легко отделяются от основы. Данный температурный порог, приводящий к необходимому увеличению относительной прочности покрытия по показателю &сц / в-, существует для всех сочетаний материалов, из которых наибольший интерес представляют биосовместимые титан и образующаяся на нем пленка диоксида титана ТІО. После подстановки в формулу (3.1) известных значений всех параметров для Ті и ТІО с проведением расчетов величины оСц/ов при изменении температуры Тк в пределах 500...2000 К, получим графическую зависимость относительной прочности ощ / ов покрытия на Ті и на пленке ТІО от контактной температуры Тк (рис.4). Графики показывают, что для защитной пленки ТІО величина относительной прочности нанесенного покрытия не достигает требуемых значений оСц / ов = 0,4...0,7. В случае образования пленки ТІО значительной толщины энергия активации возрастает до величины Еа = 5,ПО"19 Дж, когда образование прочного сцепления между основой и частицей практически невозможно [52].
Для титана в условиях малой продолжительности взаимодействия максимальная прочность достигается при контактной температуре равной 1300 К. С увеличением т происходит снижение данной температуры до 800 К. В случае наличия оксидной пленки при низкой продолжительности т значение относительной прочности становится ничтожно малым. С повышением температуры, увеличением времени т значение относительной прочности остается недостаточным. Величина контактной температуры при этом характеризует твердое состояние материалов основы и частицы, что препятствует развитию их физико-химического взаимодействия.
Увеличение контактной температуры Тк наиболее эффективно обеспечивается двумя путями: повышением температуры частицы Тч и повышением температуры основы Т0.
Температура частицы Тч может быть увеличена несколькими методами, к которым относится повышение электрической мощности напыления, уменьшение расхода плазмообразующего газа, применение рациональных значений угла и дистанции ввода частиц в плазменную струю, выбор наилучшей дистанции напыления.
Электрическая мощность напыления влияет на величину теплопередачи от плазмы к поверхности частицы. Увеличение мощности приводит к расплавлению частицы и может вызвать ее перегрев. При контакте такой частицы в материалах основы и сплэта возникают значительные динамические напряжения, приводящие к трещинообразованию и снижению прочности покрытия из-за разности температур частицы и основы Тч согласно уравнению [37]:
Технологические характеристики изготовления дентальных имплантатов с улучшенными биомеханическими качествами
Из основных типов конструкций имплантатов наибольшими достоинствами обладает цилиндрический имплантат в сравнении с конусными, винтовыми и, особенно, пластинчатыми. Это связано с минимизацией объема операционного вмешательства при установке имплантата.
Рациональная конструкция имплантата характеризуется цилиндрической формой, в его нижней половине имеются радиальные глухие отверстия, улучшающие фиксацию в кости (рис. 30) [99]. В верхней части имплантата создается полированный ободок, препятствующий попаданию в контактную зону патогенной флоры [142]. Нижний торец имплантата, представляющий гладкую полусферу, равномерно передает осевые нагрузки на костную ткань, снижая ее резорбцию. Остальная часть поверхности имплантата - шероховатая, благодаря сформированному пористому биоактивному покрытию. В центре верхней торцовой части имплантата имеется круглое цилиндрическое отверстие, переходящее в шестигранную полость, фиксирующую супраструктуру от проворота, которая, в свою очередь, переходит в резьбовую часть, необходимую для винтового крепления супраструктуры.
Размерные параметры элементов конструкции имплантата определяются биотехническими и медицинскими характеристиками дефекта зубного ряда, который необходимо исправить путем имплантации. К таким характеристикам относятся величина и направления силовых воздействий на супраструктуру с протезом, а также фенотип костной ткани альвеолярного гребня.
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).
Элементы фиксирующего модуля имплантата имеют высоту как цилиндра, так и шестигранной призмы 2 мм. Такая конструкция обеспечивает высокие характеристики прочности, в частности, максимальная изгибающая нагрузка, выдерживаемая имплантатом в пределах его упругости, может достигать 150 Н, а максимальная нагрузка, приводящая к утрате конструктивной целостности -290...340 Н [72, 73]. Аналогичные показатели для имплантатов с фиксирующим модулем в виде одной шестигранной призмы составляют 50 и 150...220 Н, соответственно.
Радиальные отверстия в нижней части имплантата служат для их остео-интеграционного заполнения прилегающими костными структурами, чем дополнительно повышается стабильность положения имплантата. При этом прочность имплантата при изгибе и сжатии соответствуют расчетному необходимому уровню. Комплексная оценка биомеханических свойств покрытий, полученных методами плазменного и плазменно-индукционного напыления с использованием многомерных функций
Сопоставлению подвергались два метода формирования покрытий - традиционное электроплазменное напыление и разработанное плазменно-индукционное напыление. При оценке использовались биомеханические показатели качества покрытий: относительная морфологическая гетерогенность М/Мтах (относительное количество элементов в поле зрения объектива микроскопа), относительная шероховатость покрытий 0, однородность микрорельефа RJRmax относительная и прочность при срезе о/ отах для титановых покрытий. При анализе ГА покрытий, помимо выше перечисленных показателей, учитывались кристалличность К, пористость 77 и относительная микротвердость Н/Нтах.
Согласно общей методике исследования сравнивались покрытия, полученные по режиму № 0 для титановых и ГА покрытий, режимам № 2 - для титанового подслоя и № 9 - для ГА покрытий. Последние два режима напыления отвечают наиболее рациональному сочетанию фазово-структурных и основных механических характеристик покрытий. Все выходные параметры - свойства покрытий являются взаимосвязанными, поэтому рассматривались в едином комплексе.
Методика комплексной оценки предусматривала построение полярной диаграммы с откладыванием радиальных отрезков, пропорциональных значениям биомеханических показателей качества покрытий (рис. 31). В последующем производилось измерение площади многомерных функций отклика, при этом наиболее качественным покрытиям соответствовали те, которые имеют большую площадь отклика.
Отношение Q суммы площадей темно-серого STc и светло-серого Sec полей к сумме площадей темно-серого SJC и черного / полей может характеризовать преимущество плазменно-индукционного либо обычного метода электроплазменного напыления. Если это отношение оказывается больше 1, то предложенный метод следует считать более перспективным и, соответственно, чем больше данное отношение, тем сильнее выражено преимущество:
Титановый подслой, сформированный на рациональных режимах плазменно-индукционного напыления и обычного метода напыления, имеет относительную морфологическую гетерогенность М/Мтах равную 1 и 0,67 , что характеризует покрытия, полученные плазменно-индукционным методом как значительно более морфологически гетерогенные. Относительная шероховатость 0 находится практически на одном уровне 0,17 и 0,15, а равномерность микрорельефа RJRmax равна 0,75 и 0,85, что в принципе характеризует оба вида покрытий как равномерно шероховатые по всей площади покрытия.
Величина показателя относительной прочности при срезе а/ атах равна 0,95, обычный метод напыления характеризуется этим показателем на уровне 0,85. Повышенная прочность и высокая морфологическая гетерогенность наилучшим образом сказываются на первичном механическом сцеплении последующих напыленных слоев, в частности ГА.
Экономическое обоснование эффективности модернизации
Дальнейшее расширение масштабов использования дентальных имплан-татов связано с уменьшением травматизма и длительности операции. Протезирование с использованием дентальных имплантатов в России из числа больных могут позволить себе только 1,5... 3 % по причинам медицинского и экономического характера.
Вышеуказанные проблемы могут решаться за счет использования рационального комплекса медико-технических и экономических мер. К важнейшим из них относятся предоперационные и диагностические исследования, подготовка пациента, применение все более совершенных конструкций и материалов для дентальных имплантатов, а также оборудования и инструментария для операции. Наиболее важным считается создание прогрессивных и экономичных технологических процессов изготовления имплантатов и ортопедических конструкций.
Уменьшение послеоперационных осложнений возможно благодаря применению рациональных конструкций имплантатов, которые снижают объем хирургического вмешательства при формировании костного ложа. Большую роль в повышении качеств имплантации играют применяемые материалы, особенно те, которые обладают повышенными биомеханическими и биоактивными свойствами для стабильной и прочной остеоинтеграции. Наиболее перспективным следует считать металлические конструкции с пористым и морфологически гетерогенным биоактивным покрытием.
Методы математического и компьютерного моделирования позволяют изучить термонапряженное состояние покрытий при его формировании, а также исследовать напряженно-деформированное состояние биотехнической системы «имплантат - кость» в процессе ее функционирования. Данные меры позволяют добиться снижения затрат и сокращения срока проведения НИОКР.
Новым направлением в улучшении взаимодействия поверхности имплан-тата с окружающими биотканями, особенно биожидкостями, является придание его поверхности необходимого электрического заряда путем создания элек-третного состояния покрытий. При этом биоактивному покрытию придается статический заряд за счет поляризации различными способами, например, в коронном разряде.
Биоактивные керамические покрытия получают разными методами, отличающимися производительностью и качеством, при этом в большинстве случаев покрытию требуются дополнительные последующие энергоемкие воздействия, необходимые, в первую очередь, для улучшения их фазово-структурного состава.
Снижение опасности тромбообразования и повышение антибактериального эффекта покрытия имплантатов достигается благодаря их легированию веществами, содержащими ионы серебра и лантаноидов. С этой целью ведутся разработки по применению различных электрохимических и электрофизических методов легирования, таких как катодное внедрение, ионная имплантация и т.д.
Последним направлением технологического прогресса является использование нанотехнологий, поскольку существующие методы имеют ряд ограничений при формировании покрытий имплантатов, особенно биоактивных. При этом необходимо проведение значительного комплекса исследований по формированию наноструктурированных биоактивных покрытий имплантатов и их клинического применения. Свойства нанообъектов позволяют предположить, что взаимодействие поверхности имплантата с окружающими тканями может происходить на клеточном и молекулярном уровнях, что обеспечит ускоренное приживление и стабильное функционирование. Повышенные механические свойства покрытий, особенно адгезия и когезия, дадут увеличение стабильности функционирования имплантатов при действии на них жевательных нагрузок.
Современные технологические процессы изготовления дентальных им-плантатов разрабатываются с учетом увеличивающегося масштаба их производства и использования, что определяет необходимость перехода к крупносерийному выпуску на специализированных предприятиях. Увеличение степени автоматизации производства медико-технической продукции, в частности дентальных имплантатов, при улучшенных показателях качества способствует снижению технологической себестоимости и повышению конкурентоспособности дентальных имплантатов на отечественном и зарубежном рынках. Вышеназванные пути решения поставленных проблем связаны между собой, поэтому их необходимо рассматривать в едином комплексе, т.е. используя принципы системного подхода.
