一種牙科種植體及其制備方法
【技術領域】
[0001]本發明涉及牙科種植體材料，特別涉及一種載有鈷元素的牙科種植體及其制備方法。
【背景技術】
[0002]隨著種植技術發展，牙科種植體已廣泛應用于臨床的牙列缺損及缺失病人的修復。但是鈦及鈦合金在植入骨內以后，可能會出現種植體周圍的不良的骨結合，最終導致種植體植入的失敗。植入體植入骨組織的過程中必然同時導致骨組織的破壞，這種破壞包括骨連續性的破壞、出血，可以近似理解為一種人為制造的骨折，“骨折”后所伴發的骨組織愈合、缺損區域新生骨的形成將直接影響種植體與骨結合強度，該過程受到多種因素的影響，包括成骨細胞的活性、種植體的形貌，血液供應等。其中血液供應對于種植體周圍的骨質愈合、骨改建有著很重要的影響，種植體周圍良好的血液供應既可以向損傷區域供應氧、各種營養物質，同時還可以將組織的代謝廢物及時排除。所以我們考慮提高種植體植入成功率從促進成骨和促進成血管兩方面入手。現在，為了促進局部成骨，已有多種種植體表面形貌出現并應用于臨床，主要是采用陽極氧化、微弧氧化、鈦漿噴涂或噴砂酸蝕等技術以改善種植體表面形貌。陽極氧化作為其中一種比較成熟的種植體表面處理技術已在臨床廣泛應用，其種植體表面具有納米管狀結構，可以提高骨結合速率。
[0003]為了提高成血管能力，現在已有報道主要是促成血管分化因子加載到種植體表面的科研報道，主要有血管內皮細胞因子(VEGF)、缺氧誘導因子UHIF-1 α)等。但上述方法不同程度存在細胞因子改造后活性降低、細胞因子釋放時間較短、不能較持久促進成血管等諸多問題。其一種加載方法是將VEGF(血管內皮細胞生長因子)加載于聚多巴胺涂層內，并包裹在純鈦表面。另一種方法，就是將種植體基體浸沒于生物因子VEGF中。上述方法中的VEGF活性經過改造后無法保證；另外上述步驟繁瑣，首先需要采用多步驟制備較不穩定的涂層等，然后才能與VEGF等蛋白混合后加載；另外上述加載方法并不能同時促進鈦表面成骨過程，同時并未考慮其他生長因子對于種植體骨結合和成血管的促進作用。鈷元素已經被廣泛研宄誘導局部缺氧環境的產生，繼而促進HIF-1 α，繼而產生一系列適應缺氧環境的變化，其中包括促進局部環境新生血管的生成。
【發明內容】
[0004]本發明的一個目的在于提供一種牙科種植體，該牙科種植體為具有納米形貌的陽極氧化涂層，納米管涂層加載有高效促成血管分化物質一鈷元素，鈷元素已經被證明可以誘導局部細胞分泌HIF-1 α，從而進一步誘導細胞對缺氧環境的適應，其中包括促進局部新生血管的生成。本發明可以更加快速地提高骨結合速率的同時促進局部成血管過程，從而提高骨結合的質量。
[0005]本發明的另一個目的在于提供上述牙科種植體的制備方法。
[0006]所提供的方法包括:將外表面為二氧化鈦納米管陣列涂層的牙科種植體基體浸沒于含有醋酸鈷溶液中，在適宜的反應條件下，將鈷元素加載到納米管涂層上，獲得載有鈷元素的牙科種植體。
[0007]進一步，本發明的制備方法包括:
[0008]步驟1，將外表面為二氧化鈦納米管陣列涂層的牙科種植體基體浸沒于裝載有醋酸鈷溶液的聚四氟乙烯高溫高壓水熱釜中；
[0009]步驟2，將步驟I的聚四氟乙烯高溫高壓水熱釜置于低溫燒結爐內，采用水熱結晶法將鈷元素加載到納米管涂層上，獲得載有鈷元素的牙科種植體。
[0010]可選的，所述醋酸鈷溶液中醋酸鈷濃度為0.01-0.1M。
[0011]可選的，所述水熱結晶法溫度為200°C，升溫速率為5-10°C /min，充填度為40%，水熱結晶時間為l_3h。
[0012]本發明的牙科種植體，采用陽極氧化工藝在種植體基體外表面制備具有納米管形貌的陽極氧化涂層，納米形貌為管狀結構，孔徑為納米級；采用水熱結晶工藝將載鈷混合物加載到陽極氧化涂層，載鈷混合物水熱結晶物可以均勻分布于陽極氧化涂層的孔內及孔夕卜，不會因外力作用而輕易脫落，并且不會過份地改變陽極氧化涂層的納米形貌。
【附圖說明】
[0013]下面結合附圖和【具體實施方式】對本發明作進一步詳細說明。
[0014]圖1為牙科種植體陽極氧化形貌的掃描電鏡(SEM)照片圖，其中(a)為未載鈷元素的陽極氧化形貌圖；(b)為加載鈷元素3h后的陽極氧化形貌圖。
[0015]圖2為牙科種植體陽極氧化形貌載鈷元素的能量彌散X射線探測器(EDX)圖，其中(a)為未載鈷元素的EDX能譜圖；(b)為加載鈷元素3h后的EDX能譜圖；
[0016]圖3為牙科種植體陽極氧化形貌載鈷元素后培養細胞7天后的掃描電鏡(SEM)照片圖；
[0017]圖4為不同處理表面培養大鼠間充質干細胞(MSCs)H天后通過逆轉錄定量PCR(qRT-PCR)檢測相關成血管基因表達的柱狀圖，其中CP為細胞培養板表面，PT為拋光純鈦純鈦表面，NT為陽極氧化后未加載鈷元素的鈦種植體表面，NT-Co為陽極氧化后加載鈷元素的鈦種植體表面；其中(a)為HIF-1 α基因的表達水平；(b)為VEGF基因的表達水平.’##表示相比于CP組差異性p〈0.01。
【具體實施方式】
[0018]盡管種植體的植入后的愈合極大地依賴于血管網絡的建立，但是以往的文章更多關注的是種植體不同形貌以及加載物對周圍的成骨過程的影響，良好的血管形成本身可以起到加速種植體周圍的愈合以實現更為良好的骨結合過程的作用，因為骨本身是一種高度血管化的組織，它高度依賴于血液的供應，血液可以帶來營養物質，同時帶走代謝產生的廢物，該過程與血管形成的多少，血管和組織距離的遠近等有著直接的關系。如果組織距離最近的血管距離超過150 μπι-200 μπι(氧氣和營養物質的擴散極限)將無法保證得到足夠的營養，所以對于新生骨組織新生血管是必須的。
[0019]鈷的促進血管化功能很重要的機理就是鈷誘導的缺氧環境使HIF-1 α分子上調，鈷的存在可以導致細胞周圍形成缺氧誘導的環境。缺氧誘導因子通過靶基因的表達增強了細胞對缺氧應激的耐受性，組織學層面上調的HIF-1 α導致血紅細胞產量的增多以及局部成血管的加強，進而局部血液的供應得到了加強。個體細胞的層面上上調的HIF-Ια體現了細胞對于缺氧環境的適應。鈷的毒性機理也可能是通過HIF-Ια實現的。鈷離子可以直接抑制脯氨酸羥化酶(PHD)、氧依賴性羥化酶、HIF-α天冬氨酰基羥化酶(FIH)，上述三種物質均調節了 HIFs的降解或活性降低，鈷離子的存在使HIF降解減少、轉錄活性增強。因此，通過對依賴氧的PHD和FIH-1羥化活性作用的抑制，低氧、鈷離子阻斷PHD-HIFa-VHL的HIFa降解和p300與CAD結合兩條通路，分別使HIF蛋白含量和轉錄活性發生快速反轉。HIF蛋白下游調控大量促進成血管的基因，鈷元素通過HIF蛋白的通路極大刺激了局部環境產生新生血管。
[0020]鈦表面進行陽極氧化所形成納米管結構也許可以較好的模擬體內環境，陽極氧化形成的Ti02納米管管徑通過不同的電壓、不同的電解液配制可在幾十到幾百納米范圍內變化，可以以此篩選適合不同組織結合的尺寸，由于細胞在機體內所接觸的界面均為納米級的結構，如各種組織的基膜均由50?200nm大小的凹、突、孔和纖維組成，編織骨平均礦物粒度為10?50nm，板層骨由直徑2?5nm和長20?50nm的無機礦物顆粒構成，骨中主要的有機成分I型膠原是寬為0.5nm、長為300nm的三鏈螺旋結構。1102納米管能夠模擬骨組織中膠原原纖維的尺寸和排列，并且與骨組織的彈性模量相近，可能獲得更好的生物活性，所以在鈦種植體表面進行陽極氧化形成納米管結構對于植入后骨結合起到了良性的促進作用。
[0021]本發明的牙科種植體基體為現有技術中使用的種植體基體，如:所采用的純鈦鈦片代表了臨床上最為常見的純鈦種植體系統。
[0022]以下是發明人提供的具體實施例，以對本發明的技術方案作進一步解釋說明。
[0023]實施例1