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一種梯度多孔結構牙種植體.pdf

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一種 梯度 多孔 結構 種植
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摘要
申請專利號:

CN201610481191.7

申請日:

20160627

公開號:

CN106109032A

公開日:

20161116

當前法律狀態:

有效性:

審查中

法律詳情:
IPC分類號: A61C8/00,A61L27/06 主分類號: A61C8/00,A61L27/06
申請人: 西北有色金屬研究院
發明人: 余森,于振濤,袁思波,劉春潮,韓建業,牛金龍
地址: 710016 陜西省西安市未央路96號
優先權: CN201610481191A
專利代理機構: 西安創知專利事務所 代理人: 馮亮
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法律狀態
申請(專利)號:

CN201610481191.7

授權公告號:

法律狀態公告日:

法律狀態類型:

摘要

本發明公開了一種梯度多孔結構牙種植體,包括致密芯體,所述致密芯體包括圓柱狀的上部芯體和與上部芯體相連的倒錐體狀的下部芯體,所述致密芯體外由內向外依次包裹有過渡層和多孔層,所述過渡層的內側結構與致密芯體的外側結構相吻合,過渡層的外形與致密芯體的外形相同,所述多孔層的內側結構與過渡層的外側結構相吻合,所述致密芯體的孔隙率不大于1%,過渡層的孔隙率為1%~5%,多孔層的孔隙率為6%~10%。本發明的牙種植體通過設置致密芯體,可保障牙種植體具有足夠的強度,通過設置過渡層和多孔層,可有效降低牙種植體的彈性模量,從而顯著降低應力屏蔽現象。

權利要求書

1.一種梯度多孔結構牙種植體,其特征在于,包括致密芯體,所述致密芯體(1)包括圓柱狀的上部芯體(1-1)和與上部芯體(1-1)相連的倒錐體狀的下部芯體(1-2),所述致密芯體(1)外由內向外依次包裹有過渡層(2)和多孔層(3),所述過渡層(2)的內側結構與致密芯體(1)的外側結構相吻合,過渡層(2)的外形與致密芯體(1)的外形相同,所述多孔層(3)的內側結構與過渡層(2)的外側結構相吻合,所述致密芯體(1)的孔隙率不大于1%,過渡層(2)的孔隙率為1%~5%,多孔層(3)的孔隙率為6%~10%。2.根據權利要求1所述的一種梯度多孔結構牙種植體,其特征在于,所述致密芯體(1)的上表面直徑為牙種植體的上表面直徑的3/5~3/4。3.根據權利要求1所述的一種梯度多孔結構牙種植體,其特征在于,所述過渡層(2)的厚度和多孔層(3)的厚度之比為(1~2):1。4.根據權利要求1所述的一種梯度多孔結構牙種植體,其特征在于,所述牙種植體的材質為純鈦、Ti6Al4V鈦合金或Ti6Al7Nb鈦合金。5.根據權利要求1所述的一種梯度多孔結構牙種植體,其特征在于,所述過渡層(2)的孔隙率由內至外逐漸遞增。6.根據權利要求1所述的一種梯度多孔結構牙種植體,其特征在于,所述多孔層(3)外側設置有外螺紋。7.根據權利要求1所述的一種梯度多孔結構牙種植體,其特征在于,所述牙種植體采用激光選區熔化成形方法、電子束選區熔化成形方法或增材制造方法制備而成。

說明書

技術領域

本發明屬于口腔修復治療器械技術領域,具體涉及一種梯度多孔結構牙種植體。

背景技術

牙缺失是人類常見病和多發病,據統計,全世界有近20億人患各種牙病,而我國失牙患者就超過3.7億人。因此,我國已成為全球最大的齒科修復與替代治療用醫療器械的潛在市場,迫切需要大量質量好、性能優、性價比高的牙種植體產品。牙種植體是近10年來發展迅速并可取代傳統鑲牙方法的高端產品,美觀舒適且經久耐用。目前國際上已上市產品主要采用工業純鈦和Ti-6Al-4V合金作為原材料。作為人體內長期存留并需穩定發揮特定治療效果的器械,醫用鈦合金材料的性能優劣對這些植入器械的臨床使用性能至關重要,甚至會直接影響到醫療效果。雖然生物醫用鈦合金材料具有高強度、高硬度以及較好的韌性、抗沖擊性、抗疲勞性能和優異的生物相容性,然而,近年來臨床應用研究發現,鈦及鈦合金與骨的彈性模量不匹配,且其拉伸強度、抗壓強度和抗彎強度都比人骨高得多,在應力作用下,將產生不同的應變,使載荷不能由植入體很好地傳到相鄰的骨組織,在材料和骨之間出現相對位移,產生了“應力屏蔽”現象。在這種應力情況下,缺少足夠應力刺激的骨組織會出現退化、萎縮、甚至被吸收,最終導致植入體的松動和斷裂,不能滿足長期使用要求。

針對醫用鈦合金存在的上述不足,解決牙種植體與骨之間的彈性模量不匹配問題,并增強種植體與骨之間的穩定性,加速骨整合,縮短愈合時間,研究人員提出了引入孔隙的方法,即在醫用鈦合金表面制備多孔鈦涂層,或者將其制成整體多孔的多孔鈦。但是傳統的粉末冶金等方法制備的 多孔牙種植體通常為均一的微觀多孔結構,力學性能不能滿足口腔環境高頻、高強度受力要求。

發明內容

本發明所要解決的技術問題在于針對上述現有技術的不足,提供一種梯度多孔結構牙種植體。該牙種植體通過設置致密芯體,可保障牙種植體具有足夠的強度,通過設置過渡層和多孔層,可有效降低牙種植體的彈性模量,從而顯著降低應力屏蔽現象。

為解決上述技術問題,本發明采用的技術方案是:一種梯度多孔結構牙種植體,其特征在于,包括致密芯體,所述致密芯體包括圓柱狀的上部芯體和與上部芯體相連的倒錐體狀的下部芯體,所述致密芯體外由內向外依次包裹有過渡層和多孔層,所述過渡層的內側結構與致密芯體的外側結構相吻合,過渡層的外形與致密芯體的外形相同,所述多孔層的內側結構與過渡層的外側結構相吻合,所述致密芯體的孔隙率不大于1%,過渡層的孔隙率為1%~5%,多孔層的孔隙率為6%~10%。

上述的一種梯度多孔結構牙種植體,其特征在于,所述致密芯體的上表面直徑為牙種植體的上表面直徑的3/5~3/4。

上述的一種梯度多孔結構牙種植體,其特征在于,所述過渡層的厚度和多孔層的厚度之比為(1~2):1。

上述的一種梯度多孔結構牙種植體,其特征在于,所述牙種植體的材質為純鈦、Ti6Al4V鈦合金或Ti6Al7Nb鈦合金。

上述的一種梯度多孔結構牙種植體,其特征在于,所述過渡層的孔隙率由內至外逐漸遞增。

上述的一種梯度多孔結構牙種植體,其特征在于,所述多孔層外側設置有外螺紋。

上述的一種梯度多孔結構牙種植體,其特征在于,所述牙種植體采用激光選區熔化成形方法、電子束選區熔化成形方法或增材制造方法制備而 成。

本發明與現有技術相比具有以下優點:

1、本發明通過設置致密芯體,可保障牙種植體具有足夠的強度,通過設置過渡層和多孔層,可有效降低牙種植體的彈性模量,從而顯著降低應力屏蔽現象。

2、本發明設計合理,牙種植體由中心至外圓孔隙率逐步增大,通過多孔結構的梯度變化避免應力集中,且其密度、強度和彈性模量可以通過對孔隙率的調整來達到與被替換骨組織的力學性能相匹配(生物力學相容性),生物力學適配性能更好。

3、本發明的牙種植體優選純鈦或鈦合金材質,多孔鈦材料獨特的多孔結構及粗糙的內外表面將有利于成骨細胞的粘附、增殖和分化,促使新骨組織長入孔隙,使植入體同骨之間形成生物固定,并最終形成一個整體,加速骨整合。

4、現有牙種植體通常需要后續表面處理在其表面形成多孔或微孔洞,以提高牙種植體的成骨誘導性能,本發明表面的微孔洞不需二次加工,縮短了加工周期,降低了成本,并且不存在現有牙種植體表面改性涂層脫落等難題,安全性更好。

5、本發明的牙種植體可采用常規的激光選區熔化成形方法、電子束選區熔化成形方法或增材制造方法制備,可保證牙種植體具有極高的加工精度和圖紙再現率。

6、本發明的牙種植體能通過調整孔隙率,致密芯體、過渡層和多孔層的尺寸對種植體密度、強度和彈性模量等性能進行調整,以滿足臨床不同部位使用需要,實現方便,并能有效克服現有鈦合金牙種植體生物力學性能和生物力學適配性能較差等多種缺陷和不足,同時能促進種植體的骨整合性能。

綜上所述,本發明結構簡單、設計科學可靠且加工制作簡便、骨誘導性能和骨整合性能更好,且能有效解決現有鈦合金牙種植體生物力學適配 性能較差等問題。

附圖說明

下面結合附圖和實施例,對本發明的技術方案做進一步的詳細描述。

說明書附圖

圖1為本發明梯度多孔結構牙種植體的結構示意圖。

圖2為圖1的A-A剖視圖。

附圖標記說明:

1—致密芯體; 1-1—上部芯體; 1-2—下部芯體;

2—過渡層; 3—多孔層。

具體實施方式

實施例1

如圖1和圖2所示,本實施例的梯度多孔結構牙種植體,材質為純鈦,包括致密芯體1,所述致密芯體1包括圓柱狀的上部芯體1-1和與上部芯體1-1相連的倒錐體狀的下部芯體1-2,所述致密芯體1的上表面直徑為牙種植體的上表面直徑的3/5,所述致密芯體1外由內向外依次包裹有過渡層2和多孔層3,過渡層2的厚度和多孔層3的厚度之比為1:1,所述過渡層2的內側結構與致密芯體1的外側結構相吻合,過渡層2的外形與致密芯體1的外形相同,所述多孔層3的內側結構與過渡層2的外側結構相吻合,所述致密芯體1的孔隙率為0.9%,所述過渡層2的孔隙率由內至外逐漸遞增,過渡層2內側的孔隙率為1%,外側的孔隙率為5%,多孔層3的孔隙率為10%,所述多孔層3外側設置有外螺紋。

本實施例的牙種植體采用常規激光選區熔化成形方法制備而成。

本實施例的牙種植體結構簡單、設計科學可靠且加工制作簡便、骨誘導性能和骨整合性能更好,且能有效解決現有鈦合金牙種植體生物力學適配性能較差等問題。

實施例2

如圖1和圖2所示,本實施例的梯度多孔結構牙種植體,材質為Ti6Al4V鈦合金,包括致密芯體1,所述致密芯體1包括圓柱狀的上部芯體1-1和與上部芯體1-1相連的倒錐體狀的下部芯體1-2,所述致密芯體1的上表面直徑為牙種植體的上表面直徑的3/4,所述致密芯體1外由內向外依次包裹有過渡層2和多孔層3,過渡層2的厚度和多孔層3的厚度之比為2:1,所述過渡層2的內側結構與致密芯體1的外側結構相吻合,過渡層2的外形與致密芯體1的外形相同,所述多孔層3的內側結構與過渡層2的外側結構相吻合,所述致密芯體1的孔隙率為0.1%,所述過渡層2的孔隙率由內至外逐漸遞增,過渡層2內側的孔隙率為1%,外側的孔隙率為3%,多孔層3的孔隙率為6%,所述多孔層3外側設置有外螺紋。

本實施例的牙種植體采用常規激光選區熔化成形方法制備而成。

本實施例的牙種植體結構簡單、設計科學可靠且加工制作簡便、骨誘導性能和骨整合性能更好,且能有效解決現有鈦合金牙種植體生物力學適配性能較差等問題。

實施例3

如圖1和圖2所示,本實施例的梯度多孔結構牙種植體,材質為Ti6Al7Nb鈦合金,包括致密芯體1,所述致密芯體1包括圓柱狀的上部芯體1-1和與上部芯體1-1相連的倒錐體狀的下部芯體1-2,所述致密芯體1的上表面直徑為牙種植體的上表面直徑的3/5,所述致密芯體1外由內向外依次包裹有過渡層2和多孔層3,過渡層2的厚度和多孔層3的厚度之比為1:1,所述過渡層2的內側結構與致密芯體1的外側結構相吻合,過渡層2的外形與致密芯體1的外形相同,所述多孔層3的內側結構與過渡層2的外側結構相吻合,所述致密芯體1的孔隙率為0.1%,所述過渡層2的孔隙率由內至外逐漸遞增,過渡層2內側的孔隙率為1%,外側的孔隙率為2%,多孔層3的孔隙率為6%,所述多孔層3外側設置有外螺紋。

本實施例的牙種植體采用常規增材制造方法制備而成。

本實施例的牙種植體結構簡單、設計科學可靠且加工制作簡便、骨誘 導性能和骨整合性能更好,且能有效解決現有鈦合金牙種植體生物力學適配性能較差等問題。

實施例4

如圖1和圖2所示,本實施例的梯度多孔結構牙種植體,材質為Ti6Al7Nb鈦合金,包括致密芯體1,所述致密芯體1包括圓柱狀的上部芯體1-1和與上部芯體1-1相連的倒錐體狀的下部芯體1-2,所述致密芯體1的上表面直徑為牙種植體的上表面直徑的7/10,所述致密芯體1外由內向外依次包裹有過渡層2和多孔層3,過渡層2的厚度和多孔層3的厚度之比為1.5:1,所述過渡層2的內側結構與致密芯體1的外側結構相吻合,過渡層2的外形與致密芯體1的外形相同,所述多孔層3的內側結構與過渡層2的外側結構相吻合,所述致密芯體1的孔隙率為0.1%,所述過渡層2的孔隙率由內至外逐漸遞增,過渡層2內側的孔隙率為1%,外側的孔隙率為4%,多孔層3的孔隙率為6%,所述多孔層3外側設置有外螺紋。

本實施例的牙種植體采用常規電子束選區熔化成形方法制備而成。

本實施例的牙種植體結構簡單、設計科學可靠且加工制作簡便、骨誘導性能和骨整合性能更好,且能有效解決現有鈦合金牙種植體生物力學適配性能較差等問題。

以上所述,僅是本發明的較佳實施例,并非對本發明做任何限制,凡是根據發明技術實質對以上實施例所作的任何簡單修改、變更以及等效結構變化,均仍屬于本發明技術方案的保護范圍內。

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