CN116616928A - 一种具有应力自缓冲效果的仿生种植体及其制备方法 - Google Patents
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Abstract
本发明公开了一种具有应力自缓冲效果的仿生种植体，包括种植体核心部件、种植体中间层结构和种植体外层结构，所述种植体核心部件材料为TA4钛棒，种植体外层结构采用聚醚醚酮树脂与陶瓷制作而成的复合材料，形成不同材料间的弹性模量梯度变化。新型应力自缓冲仿生种植体采用金属增材制造技术，利用增材制造技术替代减材制造技术，赋予种植体特有的机械性能和生物学性能，使种植体具备良好的生物力学性能，有利于种植体‑骨结合界面的长期稳定。本发明还公开一种具有应力自缓冲效果的仿生种植体的制备方法以及新型应力自缓冲仿生种植体的性能检测方法，包括生物相容性研究和通过三维有限元分析该新型种植体的生物力学性能的方法，具备较大发展空间。
Description
技术领域
本发明属于仿生种植体技术领域，更具体地说，涉及一种具有应力自缓冲效果的仿生种植体；尤其涉及一种具有应力自缓冲效果的仿生种植体及其制备方法。
背景技术
随着口腔材料学、计算机科学、口腔种植学等学科的不断发展和进步，口腔种植体的研发和改进也推陈出新、方兴未艾。口腔种植体长期稳定地在口腔内行使功能，除需具备良好的机械性能外，还应具备良好的生物相容性、生物力学相容性、骨结合特性等。
自20世纪60年代“骨整合”理论被提出以来，除纯钛及其合金外，学者们陆续尝试将陶瓷、高分子聚合物、钽基金属等材料用于口腔种植体的制作。种植义齿修复成功与否受种植时机、初期稳定性、植入扭矩等种植外科相关因素；种植区骨质骨量情况；种植义齿咬合设计；种植体宏观结构和表面处理工艺等种植体相关因素；种植医生的临床经验和技术；患者的全身健康状况；患者依从性等的影响。上述诸多因素相互关联，彼此影响。咬合过载被认为是导致种植义齿修复失败的主要原因之一，种植体在设计和制作时应考虑口腔生物力学的诸多因素，兼顾种植体强度和弹性模量的平衡，在种植体自身结构上模拟天然牙形态和功能特性，以建立符合口腔生理功能要求的动态平衡，有利于种植义齿长期稳定地行使功能。目前对种植体的研发改进主要集中在以下几个方面：
1.种植体材料：钛及钛合金仍是目前应用最广泛的口腔种植体材料，其与骨组织形成的良好骨结合状态是评判种植体材料性能的重要标准之一。除此之外，还需评估材料的力学性能、化学性能、生物学性能等指标。纯钛种植体因弹性模量约为人骨弹性模量的8-10倍，咬合负载时造成应力遮挡引起种植体周骨吸收。一定程度上降低种植体的弹性模量，有利于将种植体-骨界面的应力传递到周围骨组织中，对提高即刻负重的成功率和种植义齿修复的长期效果均有利。多孔钽材料可通过调整孔隙率改变其弹性模量等力学指标，该材料同时具有良好的骨传导性和骨诱导性能，是有潜力的种植体材料，目前有研究显示，其可获得优于钛种植体的即刻种植修复效果。有临床研究显示，多孔钽种植体于植入后两周内进行咬合负载，取得了良好的短期修复效果。氧化锆种植体具有良好的美学性能和生物相容性，但也存在热液老化、低温降解、易磨损等问题，使其临床应用尚存争议。铈稳定氧化锆复合材料(ceria-stabilized tetragonal zirconia polycrystals，Ce-TZP)克服了易发生低温降解的缺点，铈稳定的氧化锆-氧化铝复合材料展现出良好的骨结合能力和软组织相容性。然而，诸多学者的研究结果并不一致。
Cannizzaro G等的临床研究发现后牙氧化锆种植体单冠即刻负重较即刻修复存在更高的失败风险。Spies,B.C.等和Balmer,M.等则认为氧化锆种植体可获得理想的种植体成功率、稳定的边缘骨量和良好的软组织健康状况。Lorusso F等的一项文献计量学研究显示，氧化锆种植体是重建口腔功能的重要方法，其在边缘骨吸收、种植体留存率等方面均可获得与钛种植体相似的结果。一项针对17例患者32颗种植体的5年期临床研究显示即刻负重的一段式氧化锆种植体1年成功率为96.9％，5年成功率为96.8％，且表现出良好的边缘骨吸收控制和可接受的软组织健康状况。一项纳入22例患者包括16颗氧化锆种植体和15颗钛种植体的前瞻性随机对照临床试验，经过80个月的随访观察，并未发现两者间的临床效果存在显著性差异。
2.种植体宏观形态：合适的种植体宏观形态和结构是影响种植体即刻负重和种植义齿长期效果的另一重要因素。在种植位点骨量允许的情况下，直径相对较大，长度大于10mm的种植体更容易获得良好的初期稳定性。长度大于13mm的种植体可获得更高的即刻负重成功率,长度小于等于10mm的种植体即刻负重的成功率大幅降低。近年来，随着种植体研发技术的进步，也有短种植体用于种植体即刻负重技术的报道。
目前研究表明，改变植入物的材料特性和几何形状可引导骨组织重塑，以更好地适应其生物力学环境。通过对不同形状种植体的三维有限元分析，显示锥形种植体较柱形种植体在即刻负重中具有优势，其在负载压缩应力和剪切应力时表现较好。即刻负重种植体可通过增大种植体表面与骨组织的接触面积，获得理想的初期稳定性。研究也证实经表面粗化处理的螺纹状种植体可增强其与骨组织间的机械锁结作用，减轻种植体微动，有利于种植体骨结合。
3.种植体表面处理：种植体表面改性是提高种植体生物力学性能、骨结合性能等的有效方法，其主要目的在于改善种植体骨结合性能，改进生物力学性能，提高抗菌性能等。现已证实种植体表面微特征与早期骨结合相关，可促进快速的成骨细胞分化和骨矿化过程。种植体表面改性主要有物理、化学和生物学改性三种方法，喷砂、酸蚀刻和电化学改性等方法可以将种植体表面粗糙化，增强亲水性和表面能，加速骨愈合，以上方法的组合或联合应用是种植体表面改性的趋势之一。通过酸蚀和喷砂获得的多级粗糙结构，可产生促进骨结合的协同作用。Nagay BE等比较了经阳极氧化处理的种植体单冠即刻负重和延期负重的5年成功率，分别为95.18％(95％CI:93.76％–96.63％),97.10％(95％ CI:95.77％–98.45％)，两者间未见显著统计学差异。Mangano FG等的研究显示经双重酸蚀处理后的钛种植体表面有利于骨密度较低部位(IV类骨)的种植体骨结合。Liu P等构建的含锌离子的壳聚糖/明胶生物活性聚电解质多层涂层，具有抑制细菌粘附、促进成骨细胞生长的作用。
4.种植体仿生学研究：种植义齿仿生学研究范畴较广，既包括种植体、基台、种植外冠等组成部件的仿生研究，也包括种植周硬组织和软组织的处理，使其能在最大程度上模拟天然组织器官的形态及功能特性，达到近似自然的符合生理的美学效果与良好功能的统一。
对种植体的仿生学研究主要体现在模拟天然牙根形态、模拟天然牙周膜和模拟天然牙牙体结构等方面。3D打印个性化根形种植体((Root-Analogue Implant,RAI))取得了较理想的临床效果。通过对种植体表面进行微米化或者纳米化处理,构建出更具生物活性的种植体表面，可增强种植体与骨组织的相容性，在利于种植体骨结合。种植体周围膜(peri-implant ligaments，PIL)概念的提出也是基于种植体仿生学研究的体现，旨在模拟天然牙对过大牙合力的缓冲作用。
口腔种植体需具有良好的机械强度满足口腔复杂生物力学环境的要求，同时应具有合适的与天然牙根相似的弹性模量，使其与周围骨组织弹性模量相近，避免出现应力遮挡效应，从而导致种植体周骨组织损伤和吸收现象。目前研究已证实种植义齿在行使功能的过程中种植体颈部是应力集中的部位，即使加载产生的最大应力远低于骨的强度极限，仍会造成不可恢复的骨疲劳性损伤，种植体颈部骨皮质吸收引起种植体松动是影响种植义齿长期修复效果的主要原因。
发明内容
本发明的目的是为了解决现有技术中存在的缺点，通过金属增材制造技术和种植体表面处理技术相结合的方法将具有不同弹性模量的材料依次结合在种植体核心结构材料表面，使种植体内部材料间因弹性模量不同，存在而存在应力自缓冲效果，使牙合力能均匀地传递至种植体周围骨组织内，避免出现应力集中现象。种植体最外层通过特定表面处理技术，形成无定形氧化钛纳米管阵列形成的拓扑结构，模拟天然牙牙周膜，进一步改善生物力学性能，而提出的一种具有应力自缓冲效果的仿生种植体。
为实现上述目的，本发明提供如下技术方案：
一种具有应力自缓冲效果的仿生种植体，包括种植体核心部件、种植体中间层结构和种植体外层结构，所述种植体中间层结构设置于种植体核心部件和种植体外层结构之间，所述种植体核心部件为TA4钛棒结构，且种植体核心部件内包括种植体抗旋结构、螺丝通道和内螺纹；
所述由种植体核心部件、种植体中间层结构和种植体外层结构形成的仿生种植体具有因不同材料的性能差异而形成的弹性模量梯度变化，使咬合应力得到较好的缓冲。
其中，所述种植体核心部件采用纯钛或钛合金，弹性模量约为80-110GPa，且种植体核心部件和种植体中间层结构的结合方式为激光熔接或烧结熔附。
其中，所述种植体中间层结构采用优韧瓷，其包含的纳米陶瓷颗粒主要为20nm预聚合二氧化硅纳米颗粒和4-11nm预聚合氧化锆纳米颗粒，该材料弹性模量为20-50GPa；所述种植体中间层结构表面进行氢氟酸酸蚀后涂布偶联剂，将种植体外层结构进行熔附成形。
其中，所述种植体外层结构采用聚醚醚酮树脂与陶瓷制作而成的复合材料，弹性模量为8-20GPa。
本发明还提供一种具有应力自缓冲效果的仿生种植体的制备方法，包括如下步骤：
S1、选取合适的TA4钛棒，通过切削等方法，制作种植体核心结构部件，种植体核心部件内包括种植体抗旋结构、螺丝通道、内螺纹；
S2、在种植体核心部件表面通过打磨、抛光、喷砂、酸蚀后，通过焊接或电沉积的工艺堆塑种植体中间层结构材料，再次经打磨、抛光、喷砂、酸蚀后通过焊接、电沉积或烧结熔附等工艺将种植体外层结构牢固结合至种植体中间层结构上；
S3、种植体外层通过微米化或纳米化处理，模拟骨组织微观结构，增强骨结合能力，通过在种植体表面形成聚合物浸润的氧化钛纳米管非晶阵列协同提高种植体和生物力学性能和骨诱导性能；
S4、新型应力自缓冲仿生种植体的机械性能分析：
S4.1、新型应力自缓冲仿生种植体试件的制备：通过上文中描述的金属增材制造方法和加工工艺完成新型应力自缓冲仿生种植体试件的制备；
S4.2、新型应力自缓冲仿生种植体机械性能的分析；
①X射线衍射(XRD)检测：扫描速度4°min-1，扫描角度30°-90°，在X-射线能谱分析仪上进行定量化学组分分析；
②利用金相显微镜观察试件组织形貌；
③显微硬度测试仪测定试件维氏硬度：硬度载荷200g，加载时间10s，每个试件随机测10个点，计算试件硬度范围；
④拉伸实验：将10个拉伸试件置于微机控制电子式万能试验机上进行拉伸实验，拉伸时使用位移控制，加载速度为1mm·min-1，试件的抗拉强度、屈服强度和延伸率按下列公式计算，拉伸强度(σb)＝Fb/So，屈服强度(Re)＝Fe/So，延伸率(δ)＝ΔL/L×100％(Fb)：最大拉伸应力；So：原始横截面积；Fe：屈服点的应力；L：原标距长度；ΔL：总变形长度)；
⑤通过扫描电镜观察试件断面形貌。
S5、新型应力自缓冲仿生种植体的生物相容性研究：
S5.1、CCK8细胞增殖：
设置straumann瑞锆钛锆合金种植体、新型应力自缓冲仿生种植体试件进行细胞增殖能力检测，每组种植体设置四组平行样品，将小鼠胚胎成骨细胞前体细胞MC3T3-E1配制成浓度为2×104个/mL的细胞悬液；将straumann瑞锆钛锆合金种植体、新型应力自缓冲仿生种植体试件各四组平行样品置于48孔板中；用PBS充分清洗样品弃净后，将500μL/孔细胞悬液均匀滴至其表面；在37℃、5％CO2条件下，在恒温培养箱中分别培养1d、4d和7d；到达时间点后弃净培养基并用PBS充分冲洗样品表面；在每孔滴加含10％CCK-8的无血清αMEM培养基300μL,再将其在37℃培养箱中避光孵育4h,然后每孔取100μL溶液用酶标仪测定其在450nm波长处的光密度,进而计算出细胞的相对增殖率，并评价细胞毒性等级；
S5.2、细胞凋亡的检测；
S5.3、细胞黏附能力检测：
利用扫描电镜观察种植体试样的细胞粘附能力；实验接种方法和样品设置同S5.1；在相同条件下将细胞接种在样品表面后，置于细胞培养箱中培养168h，然后弃去孔板内的培养基并用PBS充分清洗；加入4％多聚甲醛使其没过孔板内样品，然后将其置于4℃的冰箱中固定4h，弃去多聚甲醛，再用PBS充分清洗；然后使用乙醇梯度脱水；完成后，将其在阴凉处过夜风干,喷金后用扫描电镜观察细胞粘附情况；
S6、通过三维有限元分析该新型种植体的生物力学性能：
通过锥形束CT获取牙列缺损或缺失患者的下颌骨DICOM数据，通过软件建立下颌骨和种植体试件模型，模拟口腔内种植体受力环境，分析其生物力学特性。
其中，所述仿生种植体通过在种植体核心部件基础上焊接堆塑弹性模量逐渐递减的中间层结构和外层结构。
其中，所述仿生种植体包括金属粉末和熔丝两种工艺，使用金属粉末的增材制造技术包括选择性激光熔化法、电子束熔融成型法、激光粉末沉积法和黏结剂喷射成型法四种；使用熔丝的增材制造技术包括电弧熔丝增材制造法、激光熔丝沉积法和电子束熔丝增材制造法；将上述方法和加工工艺在制作流程、结合强度等方面进行选择对比，最终选择适合的金属增材制作方法和工艺；通过金属增材制造方法完成种植体核心部件与中间层结构结合后和种植体中间层结构与外层结构结合后，通过万能测试机模拟口腔受力环境，检测各内部结构的压缩强度、拉伸强度和挠曲强度，并与目前主流种植体进行机械性能的对比，获得该新型应力自缓冲仿生种植体内部结构间结合性能的研究数据。
其中，所述应力自缓冲仿生种植体机械性能的分析拟从以下几个方面开展：
①X射线衍射(XRD)检测：扫描速度4°min-1，扫描角度30°-90°，在X-射线能谱分析仪上进行定量化学组分分析；
②利用金相显微镜观察试件组织形貌；
③显微硬度测试仪测定试件维氏硬度：硬度载荷200g，加载时间10s，每个试件随机测10个点，计算试件硬度范围；
④拉伸实验：将10个拉伸试件置于微机控制电子式万能试验机上进行拉伸实验，拉伸时使用位移控制，加载速度为1mm·min-1，试件的抗拉强度、屈服强度和延伸率按下列公式计算，拉伸强度(σb)＝Fb/So，屈服强度(Re)＝Fe/So，延伸率(δ)＝ΔL/L×100％(Fb：最大拉伸应力；So：原始横截面积；Fe：屈服点的应力；L：原标距长度；ΔL：总变形长度)；
⑤通过扫描电镜观察试件断面形貌。
其中，步骤S5.2、细胞凋亡的检测方法，具体包括：
使用流式细胞仪采用FITC/PI双染法测定细胞凋亡；按照l×104个/cm2的密度将细胞接种在straumann瑞锆钛锆合金种植体、新型应力自缓冲仿生种植体试件表面，然后放在细胞培养箱中培养72h；到达时间点后，用不含EDTA的胰蛋白酶消化并收集细胞；用冷PBS缓冲溶液轻吹重悬细胞后，在低于4℃以1000r/min的转速离心分离5min后弃液，重复两次后在每管中加入100μL的Binding Buffer轻吹重悬；然后在每管中依次加入AnnexinV-FITC和PI各5μL对细胞进行染色，避光反应15min后在每管加入400μL的Binding Buffer,轻吹重悬后在1h内检测细胞凋亡情况。
本发明的技术效果和优点：
1.本发明提供的一种具有应力自缓冲效果的仿生种植体，用于新型应力自缓冲仿生种植体金属增材制造技术的应用，对传统的种植体制作工艺进行创新，利用金属增材制造技术替代金属减材制造技术，赋予种植体特有的机械性能和生物学性能；
2.本发明提供的新型应力自缓冲仿生种植体内部应力自缓冲部件的研发和制备；通过进一步提高种植体的仿生程度，促进其发挥良好的骨结合性能；
3.本发明通过赋予种植体内部不同结构间不同的弹性模量，进一步改进种植体的仿生程度，从而提高骨结合性能，促进种植体在功能状态下的长期稳定；
4.本发明将种植体机械性能、生物学性能等仿生特性的设计融入种植体的研发和制备过程中，为保障种植体长期稳定行使功能提供了新的思路；
5.本发明提供的一种具有应力自缓冲效果的仿生种植体的金属增材制作工艺，依次进行了新型应力自缓冲仿生种植体的机械性能分析，新型应力自缓冲仿生种植体试件的制备，新型应力自缓冲仿生种植体机械性能的分析，新型应力自缓冲仿生种植体的生物相容性研究，通过三维有限元分析该新型种植体的生物力学性能，具备较大发展空间。
附图说明
图1为本发明具有应力自缓冲效果的仿生种植体的剖视结构示意图；
图2为本发明仿生种植体的制备方法流程图。
图中：1、种植体核心部件；2、种植体中间层结构；3、种植体外层结构。
具体实施方式
为使本发明实施方式的目的、技术方案和优点更加清楚，下面将结合本发明实施方式中的附图，对本发明实施方式中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施方式是本发明一部分实施方式，而不是全部的实施方式。基于本发明中的实施方式，本领域普通技术人员在没有作出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施方式，都属于本发明保护的范围。因此，以下对在附图中提供的本发明的实施方式的详细描述并非旨在限制要求保护的本发明的范围，而是仅仅表示本发明的选定实施方式。基于本发明中的实施方式，本领域普通技术人员在没有作出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施方式，都属于本发明保护的范围。
在本发明的描述中，需要理解的是，指示方位或位置关系的术语为基于附图所示的方位或位置关系，仅是为了便于描述本发明和简化描述，而不是指示或暗示所指的设备或元件必须具有特定的方位、以特定的方位构造和操作，因此不能理解为对本发明的限制。
在本发明中，除非另有明确的规定和限定，术语“安装”、“相连”、“连接”、“固定”等术语应做广义理解，例如，可以是固定连接，也可以是可拆卸连接，或成一体；可以是机械连接，也可以是电连接；可以是直接相连，也可以通过中间媒介间接相连，可以是两个元件内部的连通或两个元件的相互作用关系。对于本领域的普通技术人员而言，可以根据说明书具体情况理解上述术语在本发明中的具体含义。
本发明提供了如图1的一种具有应力自缓冲效果的仿生种植体，包括种植体核心部件1、种植体中间层结构2和种植体外层结构3，所述种植体中间层结构2设置于种植体核心部件1和种植体外层结构3之间，所述种植体核心部件1为TA4钛棒结构，且种植体核心部件1内包括种植体抗旋结构、螺丝通道和内螺纹；
所述种植体外层结构3通过微米化或纳米化处理，模拟骨组织微观结构，通过在种植体表面形成聚合物浸润的氧化钛纳米管非晶阵列可协同提高种植体和生物力学性能和骨诱导性能；
所述由种植体核心部件1、种植体中间层结构2和种植体外层结构3形成的仿生种植体具有因不同材料的性能差异而形成的弹性模量梯度变化，使咬合应力得到较好的缓冲。
具体的，所述种植体核心部件1采用纯钛或钛合金，弹性模量约为80-110GPa，且种植体核心部件1和种植体中间层结构2的结合方式为激光熔接或烧结熔附。
具体的，所述种植体中间层结构2采用优韧瓷纳米复合陶瓷，其包含的纳米陶瓷颗粒主要为20nm预聚合二氧化硅纳米颗粒和4-11nm预聚合氧化锆纳米颗粒，该材料弹性模量与牙本质相近，约为20-50GPa；所述种植体中间层结构2表面进行氢氟酸酸蚀后涂布偶联剂，将种植体外层结构3进行熔附成形。
具体的，所述种植体外层结构3采用聚醚醚酮树脂与陶瓷制作而成的复合材料，弹性模量为8-20GPa。
如图2所示，本发明还提供一种具有应力自缓冲效果的仿生种植体的制备方法，包括如下步骤：
S1、选取合适的TA4钛棒，通过切削等方法，制作种植体核心结构部件，种植体核心部件1内包括种植体抗旋结构、螺丝通道、内螺纹；
S2、在种植体核心部件1表面通过打磨、抛光、喷砂、酸蚀后，通过焊接或电沉积的工艺堆塑种植体中间层结构2材料，再次经打磨、抛光、喷砂、酸蚀后通过焊接、电沉积或烧结熔附等工艺将种植体外层结构3牢固结合至种植体中间层结构2上；
S3、种植体外层结构3通过微米化或纳米化处理，模拟骨组织微观结构，增强骨结合能力，通过在种植体表面形成聚合物浸润的氧化钛纳米管非晶阵列协同提高种植体和生物力学性能和骨诱导性能；
S4、新型应力自缓冲仿生种植体的机械性能分析：所述应力自缓冲仿生种植体机械性能的分析拟从以下几个方面开展：
①X射线衍射(XRD)检测：扫描速度4°min-1，扫描角度30°-90°，在X-射线能谱分析仪上进行定量化学组分分析；
②利用金相显微镜观察试件组织形貌；
③显微硬度测试仪测定试件维氏硬度：硬度载荷200g，加载时间10s，每个试件随机测10个点，计算试件硬度范围；
④拉伸实验：将10个拉伸试件置于微机控制电子式万能试验机上进行拉伸实验，拉伸时使用位移控制，加载速度为1mm·min-1，试件的抗拉强度、屈服强度和延伸率按下列公式计算，拉伸强度(σb)＝Fb/So，屈服强度(Re)＝Fe/So，延伸率(δ)＝ΔL/L×100％(Fb：最大拉伸应力；So：原始横截面积；Fe：屈服点的应力；L：原标距长度；ΔL：总变形长度)；
⑤通过扫描电镜观察试件断面形貌。
S4.1、新型应力自缓冲仿生种植体试件的制备：通过上文中描述的金属增材制造方法和加工工艺完成新型应力自缓冲仿生种植体试件的制备；
S4.2、新型应力自缓冲仿生种植体机械性能的分析；
S5、新型应力自缓冲仿生种植体的生物相容性研究：
S5.1、CCK8细胞增殖：
设置straumann瑞锆钛锆合金种植体、新型应力自缓冲仿生种植体试件进行细胞增殖能力检测，每组种植体设置四组平行样品，将小鼠胚胎成骨细胞前体细胞MC3T3-E1配制成浓度为2×104个/mL的细胞悬液；将straumann瑞锆钛锆合金种植体、新型应力自缓冲仿生种植体试件各四组平行样品置于48孔板中；用PBS充分清洗样品弃净后，将500μL/孔细胞悬液均匀滴至其表面；在37℃、5％CO2条件下，在恒温培养箱中分别培养1d、4d和7d；到达时间点后弃净培养基并用PBS充分冲洗样品表面；在每孔滴加含10％CCK-8的无血清αMEM培养基300μL,再将其在37℃培养箱中避光孵育4h,然后每孔取100μL溶液用酶标仪测定其在450nm波长处的光密度,进而计算出细胞的相对增殖率，并评价细胞毒性等级；
S5.2、细胞凋亡的检测，其检测方法，具体包括：使用流式细胞仪采用FITC/PI双染法测定细胞凋亡；按照l×104个/cm2的密度将细胞接种在straumann瑞锆钛锆合金种植体、新型应力自缓冲仿生种植体试件表面，然后放在细胞培养箱中培养72h；到达时间点后，用不含EDTA的胰蛋白酶消化并收集细胞；用冷PB S缓冲溶液轻吹重悬细胞后，在低于4℃以1000r/min的转速离心分离5min后弃液，重复两次后在每管中加入100μL的Binding Buffer轻吹重悬；然后在每管中依次加入AnnexinV-FITC和PI各5μL对细胞进行染色，避光反应15min后在每管加入400μL的Binding Buffer,轻吹重悬后在1h内检测细胞凋亡情况。
S5.3、细胞黏附能力检测：
利用扫描电镜观察种植体试样的细胞粘附能力；实验接种方法和样品设置同S5.2；在相同条件下将细胞接种在样品表面后，置于细胞培养箱中培养168h，然后弃去孔板内的培养基并用PBS充分清洗；加入4％多聚甲醛使其没过孔板内样品，然后将其置于4℃的冰箱中固定4h，弃去多聚甲醛，再用PBS充分清洗；然后使用乙醇梯度脱水；完成后，将其在阴凉处过夜风干,喷金后用扫描电镜观察细胞粘附情况；
S6、通过三维有限元分析该新型种植体的生物力学性能：
通过锥形束CT获取牙列缺损或缺失患者的下颌骨DICOM数据，通过软件建立下颌骨和种植体试件模型，模拟口腔内种植体受力环境，分析其生物力学特性。
具体的，所述仿生种植体并不是对当前主流种植体的宏观形态和表面结构进行改变，而主要是通过在种植体核心部件基础上焊接堆塑弹性模量逐渐递减的中间层结构和外层结构，从而使种植体自身存在一定的应力自缓冲作用，获得较理想的生物力学性能，并通过种植体表面处理技术提高其骨结合性能。
具体的，所述仿生种植体包括金属粉末和熔丝两种工艺，使用金属粉末的增材制造技术包括选择性激光熔化法、电子束熔融成型法、激光粉末沉积法和黏结剂喷射成型法四种；使用熔丝的增材制造技术包括电弧熔丝增材制造法、激光熔丝沉积法和电子束熔丝增材制造法；将上述方法和加工工艺在制作流程、结合强度等方面进行选择对比，最终选择适合的金属增材制作方法和工艺；通过金属增材制造方法完成种植体核心部件与中间层结构结合后和种植体中间层结构与外层结构结合后，通过万能测试机模拟口腔受力环境，检测各内部结构的压缩强度、拉伸强度和挠曲强度，并与目前主流种植体进行机械性能的对比，获得该新型应力自缓冲仿生种植体内部结构间结合性能的研究数据。
以上所述，仅为本发明较佳的具体实施方式，但本发明的保护范围并不局限于此，任何熟悉本技术领域的技术人员在本发明揭露的技术范围内，根据本发明的技术方案及其发明构思加以等同替换或改变，都应涵盖在本发明的保护范围之内。
需要说明的是，在本文中，术语“包括”、“包含”或者其任何其他变体意在涵盖非排他性的包含，从而使得包括一系列要素的过程、方法、物品或者设备不仅包括那些要素，而且还包括没有明确列出的其他要素，或者是还包括为这种过程、方法、物品或者设备所固有的要素。
Claims (9)
1.一种具有应力自缓冲效果的仿生种植体，其特征在于：包括种植体核心部件(1)、种植体中间层结构(2)和种植体外层结构(3)，所述种植体中间层结构(2)设置于种植体核心部件(1)和种植体外层结构(3)之间，所述种植体核心部件(1)为TA4钛棒结构，且种植体核心部件(1)内包括种植体抗旋结构、螺丝通道和内螺纹结构；
所述由种植体核心部件(1)、种植体中间层结构(2)和种植体外层结构(3)形成的仿生种植体具有因不同材料的性能差异而形成的弹性模量梯度变化，使咬合应力得到较好的缓冲。
2.根据权利要求1所述的一种具有应力自缓冲效果的仿生种植体，其特征在于：所述种植体核心部件(1)采用纯钛或钛合金，弹性模量约为80-110GPa，且种植体核心部件(1)和种植体中间层结构(2)的结合方式为激光熔接或烧结熔附。
3.根据权利要求1所述的一种具有应力自缓冲效果的仿生种植体，其特征在于：所述种植体中间层结构(2)采用优韧瓷，其包含的纳米陶瓷颗粒主要为20nm预聚合二氧化硅纳米颗粒和4-11nm预聚合氧化锆纳米颗粒，该材料弹性模量为20-50GPa；所述种植体中间层结构(2)表面进行氢氟酸酸蚀后涂布偶联剂，将种植体外层结构(3)进行熔附成形。
4.根据权利要求1所述的一种具有应力自缓冲效果的仿生种植体，其特征在于：所述种植体外层结构(3)采用聚醚醚酮树脂与陶瓷制作而成的复合材料，弹性模量为8-20GPa。
5.一种根据权利要求1-4任意一项所述的具有应力自缓冲效果的仿生种植体的制备方法，其特征在于：包括如下步骤：
S1、选取合适的TA4钛棒，通过切削等方法，制作种植体核心结构部件，种植体核心部件(1)内包括种植体抗旋结构、螺丝通道、内螺纹；
S2、在种植体核心部件(1)表面通过打磨、抛光、喷砂、酸蚀后，通过焊接或电沉积的工艺堆塑种植体中间层结构(2)材料，再次经打磨、抛光、喷砂、酸蚀后通过焊接、电沉积或烧结熔附等工艺将种植体外层结构(3)牢固结合至种植体中间层结构(2)上；
S3、种植体外层结构(3)通过微米化或纳米化处理，模拟骨组织宏观和微观结构，通过在种植体表面形成聚合物浸润的氧化钛纳米管非晶阵列协同提高种植体生物力学性能和骨诱导性能，提高种植体骨结合能力，缩短骨结合时间；
S4、新型应力自缓冲仿生种植体的机械性能分析：
S4.1、新型应力自缓冲仿生种植体试件的制备：通过上文中描述的金属增材制造方法和加工工艺完成新型应力自缓冲仿生种植体试件的制备；
S4.2、新型应力自缓冲仿生种植体机械性能的分析；
①X射线衍射(XRD)检测：扫描速度4°min-1，扫描角度30°-90°，在X-射线能谱分析仪上进行定量化学组分分析；
②利用金相显微镜观察试件组织形貌；
③显微硬度测试仪测定试件维氏硬度：硬度载荷200g，加载时间10s，每个试件随机测10个点，计算试件硬度范围；
④拉伸实验：将10个拉伸试件置于微机控制电子式万能试验机上进行拉伸实验，拉伸时使用位移控制，加载速度为1mm·min-1，试件的抗拉强度、屈服强度和延伸率按下列公式计算，拉伸强度(σb)＝Fb/So，屈服强度(Re)＝Fe/So，延伸率(δ)＝ΔL/L×100％(Fb)：最大拉伸应力；So：原始横截面积；Fe：屈服点的应力；L：原标距长度；ΔL：总变形长度)；
⑤通过扫描电镜观察试件断面形貌。
S5、新型应力自缓冲仿生种植体的生物相容性研究：
S5.1、CCK8细胞增殖：
设置straumann瑞锆钛锆合金种植体、新型应力自缓冲仿生种植体试件进行细胞增殖能力检测，每组种植体设置四组平行样品，将小鼠胚胎成骨细胞前体细胞MC3T3-E1配制成浓度为2×104个/mL的细胞悬液；将straumann瑞锆钛锆合金种植体、新型应力自缓冲仿生种植体试件各四组平行样品置于48孔板中；用PBS充分清洗样品弃净后，将500μL/孔细胞悬液均匀滴至其表面；在37℃、5％CO2条件下，在恒温培养箱中分别培养1d、4d和7d；到达时间点后弃净培养基并用PBS充分冲洗样品表面；在每孔滴加含10％CCK-8的无血清αMEM培养基300μL,再将其在37℃培养箱中避光孵育4h,然后每孔取100μL溶液用酶标仪测定其在450nm波长处的光密度,进而计算出细胞的相对增殖率，并评价细胞毒性等级；
S5.2、细胞凋亡的检测；
S5.3、细胞黏附能力检测：
利用扫描电镜观察种植体试样的细胞粘附能力；实验接种方法和样品设置同4.1；在相同条件下将细胞接种在样品表面后，置于细胞培养箱中培养168h，然后弃去孔板内的培养基并用PBS充分清洗；加入4％多聚甲醛使其没过孔板内样品，然后将其置于4℃的冰箱中固定4h，弃去多聚甲醛，再用PBS充分清洗；然后使用乙醇梯度脱水；完成后，将其在阴凉处过夜风干,喷金后用扫描电镜观察细胞粘附情况；
S6、通过三维有限元分析该新型种植体的生物力学性能：
通过锥形束CT获取牙列缺损或缺失患者的下颌骨DICOM数据，通过软件建立下颌骨和种植体试件模型，模拟口腔内种植体受力环境，分析其生物力学特性。
6.根据权利要求5所述的一种具有应力自缓冲效果的仿生种植体的制备方法，其特征在于：所述仿生种植体通过在种植体核心部件基础上焊接堆塑弹性模量逐渐递减的中间层结构和外层结构。
7.根据权利要求5所述的一种具有应力自缓冲效果的仿生种植体的制备方法，其特征在于：所述仿生种植体包括金属粉末和熔丝两种工艺，使用金属粉末的增材制造技术包括选择性激光熔化法、电子束熔融成型法、激光粉末沉积法和黏结剂喷射成型法四种；使用熔丝的增材制造技术包括电弧熔丝增材制造法、激光熔丝沉积法和电子束熔丝增材制造法；将上述方法和加工工艺在制作流程、结合强度等方面进行选择对比，最终选择适合的金属增材制作方法和工艺；通过金属增材制造方法完成种植体核心部件与中间层结构结合后和种植体中间层结构与外层结构结合后，通过万能测试机模拟口腔受力环境，检测各内部结构的压缩强度、拉伸强度和挠曲强度，并与目前主流种植体进行机械性能的对比，获得该新型应力自缓冲仿生种植体内部结构间结合性能的研究数据。
8.根据权利要求5所述的一种具有应力自缓冲效果的仿生种植体的制备方法，其特征在于：所述应力自缓冲仿生种植体机械性能的分析拟从以下几个方面开展：
①X射线衍射(XRD)检测：扫描速度4°min-1，扫描角度30°-90°，在X-射线能谱分析仪上进行定量化学组分分析；
②利用金相显微镜观察试件组织形貌；
③显微硬度测试仪测定试件维氏硬度：硬度载荷200g，加载时间10s，每个试件随机测10个点，计算试件硬度范围；
④拉伸实验：将10个拉伸试件置于微机控制电子式万能试验机上进行拉伸实验，拉伸时使用位移控制，加载速度为1mm·min-1，试件的抗拉强度、屈服强度和延伸率按下列公式计算，拉伸强度(σb)＝Fb/So，屈服强度(Re)＝Fe/So，延伸率(δ)＝ΔL/L×100％(Fb)：最大拉伸应力；So：原始横截面积；Fe：屈服点的应力；L：原标距长度；ΔL：总变形长度)；
⑤通过扫描电镜观察试件断面形貌。
9.根据权利要求5所述的一种具有应力自缓冲效果的仿生种植体的制备方法，其特征在于：所述步骤S5.2细胞凋亡的检测方法，具体包括：使用流式细胞仪采用FITC/PI双染法测定细胞凋亡；按照l×104个/cm2的密度将细胞接种在straumann瑞锆钛锆合金种植体、新型应力自缓冲仿生种植体试件表面，然后放在细胞培养箱中培养72h；到达时间点后，用不含EDTA的胰蛋白酶消化并收集细胞；用冷PB S缓冲溶液轻吹重悬细胞后，在低于4℃以1000r/min的转速离心分离5min后弃液，重复两次后在每管中加入100μL的Binding Buffer轻吹重悬；然后在每管中依次加入AnnexinV-FITC和PI各5μL对细胞进行染色，避光反应15min后在每管加入400μL的Binding Buffer,轻吹重悬后在1h内检测细胞凋亡情况。
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|---|---|---|---|---|
| CN117717427A (zh) * | 2024-02-18 | 2024-03-19 | 首都医科大学宣武医院 | 口腔种植体系统 |
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