Пн. - Сб. с 9:00 до 21:00      Мы в

Технология интенсивной импульсной лазерной обработки поверхности винтообразного титанового имплантата, применяемого в ортопедической стоматологии, предложена в работе [98]. Исходная поверхность после токарных работ предварительно подвергалась пескоструйной обработке порошком Al2O3 (50 мкм). Для лазерной модификации поверхности имплантата использовался YAG:Nd лазер с длиной волны излучения 1064 нм, длительностью импульса 30 нс и мощностью в импульсе 0,5 – 3 Дж. Поверхность имплантата после ла-зерного плавления и кристаллизации имела более или менее волнообразный рельеф с длиной волны 50 – 100 мкм. По данным микроскопии, морфологические элементы представляют собой закристаллизовавшиеся участки размером в пределах 10 – 100 мкм. Эти участки достаточно равномерно покрывают всю поверхность. Изменение состава поверхности изучено с помощью рентгеновской фотоэлектронной спектроскопии (РФЭС). На спектрах РФЭС видны пики элементов Ti2p, O1s и C1s, обнаруженные после механической и лазерной обработок. Появление последних двух элементов объясняется взаимодействием титана с окружающей атмосферой. На поверхности образца, предварительно прошедшего пескоструйную обработку, обнаружены атомы алюминия и кремния. Последний элемент присутствует в качестве примеси в порошке Al2O3. На спектрах РФЭС отсутствовали какие-либо признаки поверхностной сегрегации объемных примесей. Проведенные авторами работы [98] биомеханические испытания показали, что требуется на 20 % больше усилий для извлечения из кости имплантата, поверхность которого обработана лазером.
Более детально метод лазерной абляции для формирования упорядоченной микроразмерной топографии для дентальных имплантатов рассмотрен в работе [99]. Использовался YAG:Nd лазер с длиной волны 532 нм, частотой импульсов 10 Гц и энергией 3,5 мДж. С помощью специальной фотомаски на поверхности имплантата формировались одновременно 290 пятен диаметром около 10 мкм и расстоянием между ними около 30 мкм (рис. 3.19). 
Обработке подвергались винтовые дентальные имплантаты. Точечные решетки создавали на боковой стороне резьбы имплантата. Обработанные имплантаты вводили в большеберцовую кость кролика. Испытания показали, что после 12 недель усилия, необходимые для удаления обработанных имплантатов, выросли с 55 Н (контрольный имплантат) до 63 Н для тазобедренной кости и для большеберцовой кости с 35 Н (контрольный имплантат) до 52 Н.
В работе [100] предложена комбинированная технология структурирования поверхности имплантатов из сплава Ti6Al4V, состоящая из лазерного пороформирования и последующей воздушной пескоструйной обработки корундом.
Предварительно полированные образцы обрабатывали лучом лазера YAG:Nd, имеющего мощность 65 Вт. Длительность импульса 100 нс, частота импульсов 10 кГц. С помощью лазерного луча формировались поры размером 100, 200 и 300 мкм. Расстояние между порами равнялись размеру пор. Часть образцов после лазерной обработки подвергались воздушной пескоструйной обработке частицами корунда 500 – 710 мкм. Параметр шероховатости Ra=7,25 мкм. Перед хирургической имплантацией в большеберцовую кость кролика имплантаты подвергались ультразвуковой очистке и стерилизации гамма-излучением. После пескоструйной обработки имплантаты с порами 200 мкм показали наибольшую площадь контакта кость-металл по сравнению с другими размерами пор и с полированной поверхностью. Таким образом, совмещение лазерного воздействия и последующей воздушной пескоструйной обработки улучшает процесс остеоинтеграции за счет прорастания костной ткани в порах (рис. 3.20).

Величина крутящего момента на примере титанового имплантата, подвергнутого механической и лазерной обработке, определена в работе [101]. Винтообразные титановые образцы двух видов обработки были имплантированы в большеберцовую кость живого кролика. Через 8 недель после этого проводили испытания для определения крутящего момента в процессе удаления имплантатов. Было установлено, что эта величина составляла для механически и лазерно обработанных образцов 23,58 Н и 62,57 Н, соответственно. Причина данного эффекта, по мнению авторов [101], лежит в различиях морфологии поверхности металла после разных видов ее обработки.
Механически обработанная поверхность была микроскопически гладкой и имела риски, тогда как лазерная обработка приводила к формированию пористой сотоподобной структуры, увеличивающей величину контактной поверхности между костью и имплантатом (рис. 3.21). В работе [102] получены следующие значения крутящего момента для титановых винтов с различной обработкой поверхности: 26,85; 29,57; 40,85 Н после воздушной пескоструйной обработки, плазменной обработки и травления кислотой, соответственно.
Процессы на пористой поверхности изучены авторами [103,104]. Они отмечают, что скорость роста костных клеток зависит от размера частиц порошка при воздушной пескоструйной обработке титанового имплантата. Оптимальный размер частиц лежит в интервале 100 – 400 мкм. Одним из способов создания такой поверхности (особым поверхностным рельефом) является формирование пор определенных размеров и формы на поверхности металла с помощью лазерного луча [105]. В данной работе использовался лазер на парах меди с длиной волны 514 нм, мощностью 140 Вт, длительностью импульса 50 нс и мощностью в импульсе 600 кВт. Получены следующие характеристики пор, создаваемых лазерным лучом на поверхности сплава Ti6Al4V. Поры размером 200 мкм были цилиндрическими, а поры 25 и 50 мкм имели эллипсоидную форму. Размер пор и их глубина были равны. Расстояние между порами в два раза больше их диаметра. После лазерной обработки параметры шероховатости поверхности Ra и Rq были следующими: между порами Ra=0,73 мкм, Rq=0,85 мкм для 25 мкм пор; Ra=2,11 мкм, Rq=2,91 мкм для 50 мкм пор; Ra=1,09 мкм, Rq=1,42 мкм для 200 мкм пор.
Поверхность контрольных образцов подвергалась воздушной пескоструйной обработке порошком корунда размером 500—700 мкм.
После такой обработки параметры шероховатости поверхности Ra и Rq составляли 4,8 мкм и 6,54 мкм, соответственно. Имплантаты вводили хирургическим путем в бедренную и плечевую кости живых кроликов. Статистический анализ показал, что после 12 недель наибольшая площадь контакта между имплантатом и костью оказалась на образцах с размером пор 200 мкм (рис. 3.22). Таким образом, воздушная пескоструйная обработка и последующее лазерное пороформирование может быть эффективным средством повышения биосовместимости титановых имплантатов.
В работе [106] впервые продемонстрирована возможность ускоренного роста костных клеток на поверхности титанового имплантата после воздействия низкоэнергетического лазера (на основе GaAlAs диода) с целью более быстрого вживления в кость. Поверхность образцов (дисков) имплантата подвергалась предварительной обработке, включающей полировку алмазной пастой (с размером зерна 6 мкм) и обработку порошком TiO2 (90 – 110 мкм) при давлении 0,5 МПа. Шероховатость обработанной поверхности составляла 1,83 мкм. Лазерное воздействие осуществлялось сразу после хирургической имплантации титановых дисков в челюсть живого кролика. Характеристики лазерной обработки были следующие: глубина проникновения в живую ткань – 2 – 3 см; длина волны излучения диаметр лазерного луча – 1,8 мм; плотность энергии – 23 Дж/см3. После усыпления кролика через 8 недель проводили испытания на механическую прочность связи между имплантатом и костью, а также определяли химический состав поверхности имплантата методом энергодисперсионного анализа.
Испытания показали увеличение механической прочности между имплантатом и костью с 10,27 Н (для исходного образца) до 14,35 Н после лазерной обработки. Химический анализ установил увеличение содержания на поверхности имплантата количества кальция и фосфора после лазерного воздействия. Таким образом, указанная лазерная обработка способствовала более ускоренному процессу роста костной ткани на поверхности титанового имплантата, благодаря чему увеличивается сила сцепления между костью и металлической поверхностью.