用于引导组织再生的基于无张力金属经编织物的钛基质的制作方法

本发明涉及医学领域，更具体而言，涉及外科手术和口腔外科手术。

背景技术：

已知各种类型的钛膜：可吸收膜和不可吸收膜(https://www.bebdental.it/ru/регенерация-кости/титановые-мембраны-t-barrier)。可吸收膜的缺点是当骨缺损闭合时它们会膨胀，这导致覆盖所述可吸收膜的黏膜接缝张紧，在一些情况下导致伤口裂开引起伤口感染和骨质缺损。膜的机械和骨架功能不足导致膜中央部分脱落到缺损区域，从而导致填充新组织所需的空间减少。胶原膜的蛋白质结构具有高度抗原性，这引起亚急性炎症反应，其在材料植入背景下发生。通过使用穿孔的钛箔作为膜可实现消除膜的这些缺点。因此，钛膜可通过在缺损部位为骨形成和成骨材料保留空间——起到屏障的作用——限制需要再生的区域。由于激光微穿孔的出现，在膜区域中存在流体和氧气的循环，并且保护细胞在血块和瓣之间自由迁移。使用特殊的钛螺丝稳定所述膜，需要仔细缝合黏膜瓣以完全封闭膜。通常，在完全形成必需体积的骨组织后的6–8个月内去除该膜。穿孔的钛膜的缺点是过硬，具有尖锐边缘，这通常会导致黏膜损伤、膜上组织营养不良、伤口裂开以及黏骨膜瓣的局部坏死。缺乏孔隙度且结构刚性使得该材料无法融合到组织中，因此需要重复手术以将其去除。

由钛纤维制成的用于引导骨组织再生的器件(ru128098u1，公开日为2013年5月20日)是已知的。用于引导骨组织再生的器件包括海绵状的膜，作为具有一定厚度的环获得，其中网板——由直径为0.1–1.5mm的钛丝构成，并覆盖有磷酸钙陶瓷——具有对应于牙齿颈部尺寸的孔，而具有两个自由端的直径为0.5–2mm的丝状钛纤维位于孔的周围，所述骨组织包括黏膜、软组织和骨头，这种方案可用于骨头的成形。使用这种材料时，由于存在黏膜穿孔的危险，因此应避免直径为0.1–0.15mm的钛丝与黏膜之间的接触。所有这些缺点均与过厚有关，因而与开发人员使用的钛丝的弹性有关。指定厚度的钛丝仅允许通过纬编(filling-knitting)法得到多孔材料，即，该材料由一根丝编织而成，弹性有限，切割时容易散开，而由所述直径的丝制得的环(loop)的过大的重量和刚性可产生对黏膜和牙龈组织造成机械损伤的风险。在这种设计中，钛陶瓷为钛丝提供了额外的刚性。

还已知一种辫状的镍化钛膜，其具有形状记忆以引导组织再生，该膜为网板形式，其由直径为50–60μm的由th-10合金制得的超弹性丝构成，通过纺织技术辫状编织而成，其中相邻丝之间的距离为100–200μm，并且其中该板沿齿槽突的嵴的形状弯曲并由于记忆效应而保持给定形状(ru117087u1，公开日为2012年6月20日)。这种设计的缺点是该材料由镍化钛组成，具有次优的生物惰性。已知器件的缺点是使用了镍化钛作为钛合金。作者描述的植入物是网状板(由两个平行平面界定的物体，平行平面之间的距离，即板厚h＝常数，与其他维度相比较小)。基于此，间质液的自由运动和组织生长仅可能在一个方向(向上/向下)上进行，而横向方向上间质液运动和组织生长受到几何特征的限制。应注意的是，相同的性质对术后伤口的引流有负面影响，造成延迟伤口渗液并创造了伤口感染的条件。

从技术本质上讲，最接近的类似物是钛网植入物(ru121735u1，2012年11月10日)，由ooonpf“temp”制造的商品名为“titaniumsilk”，由钛含量大于99％的vt1-00合金制成，所使用的丝厚度为0.03–0.25mm，其中所述植入物与组织具有良好的生物相容性，在植入时不会引起有毒、过敏和其他副反应。该材料已被证明在手术塑形中表现良好，使得可能植入一些软组织中。在用于植入物生产的各种金属经编织物中，最具前景的是由65μm的丝制成的经编金属织物。由所述丝制成的网眼织物具有45％–70％的明显弹性，40–45g/m²的最小表面密度，以及高的材料孔隙度，达到92％。此外，经编织物的结构具有明显的三维性，该三维性也可以在宽的范围内进行控制，这不仅形成了材料的宽度和长度，而且甚至在织成一层时也产生了厚度。该材料可成功用于皮肤、皮下脂肪、脂肪组织、肌肉、腱膜、筋膜和肌肉间结缔组织的外科手术塑形中。通过使用grade1和grade-5钛合金(vt1.00、vt1.00wa、vt6的俄罗斯类似物)保证了材料的生物惰性。这种材料的缺点是材料中存在弹性(能复原的)变形，这种变形在材料拉伸时不可避免地发生。因此，所得的网状物会变形、扭曲、形成褶皱并对相邻的结构施加压力，从而造成缝合其的身体组织的张紧。由于材料存在弹性变形，会发生组织压疮产生、材料通过精密结构被划破(cheese-wiring)、网状物从缝合材料上撕裂以及植入物起皱。这限制了该材料在这种精细的外科手术塑形区域中作为口腔黏膜的使用。这些缺点限制了该材料在用于引导组织再生的外科手术中的适应症，产生材料中钛网的个别丝穿过或刺穿黏膜的划破的风险。

所要求保护的发明使得能够基本上克服所指出的原型中固有的缺点。

技术实现要素：

所提出的技术方案解决的技术问题是开发这样的钛基质(matrix)，其改善了用于引导齿槽突的组织再生的外科手术的结果，该材料具有必要的物理和机械性能。

技术效果在于基质的弹性降低和塑性增加，允许在去除材料上的所有负荷后能够保持植入物的设定尺寸，增加基质对创面的附着力，限定黏膜和骨组织的生长，良好质量地形成用于随后种植牙插入的必需体积的骨组织，使经编织物与黏膜之间的生物力学不相容的可能性最小，以及降低了创伤风险。

取得该技术效果的原因是用于引导组织再生的基于无张力金属经编织物的钛基质是由经编的网眼织物制成的，所述网眼织物由钛丝编织而成，而网眼织物的结构则是基于主织法和派生织法形成的组合的平纹双梳(two-bar)金属经编织物的形式，并具有交替的分别由一根和两根钛丝组成的纵向线圈(wales)，并且所述钛丝具有波状外形的表面。

将氧化膜施加到波状外形钛丝的表面。

该氧化膜的厚度为0.3–3μm。

钛丝的直径为20–80μm。

钛丝的波状外形表面是由变化的钛丝直径形成的，直径在1–10μm之间浮动。

网眼织物被制成具有70–300个环单元。

金属编织物的网眼尺寸不超过2mm。

钛丝由grade-5合金制成。

附图说明

图1示出了组合经编编织的图示；

图2a示出了化学蚀刻后的丝的表面凹凸示例；

图2b示出了离子处理后的丝的表面凹凸示例；

图3是钛金属经编织物的拉伸图；

图4是编织的网的零拉伸刚性图；

图5a示出了处理前具有纵向尖锐缺陷的丝的截面；

图5b示出了处理后具有平滑化的纵向缺陷的丝的截面。

在图中，标识是指：

1-由一根丝组成的纵向线圈；

2-由两根丝组成的纵向线圈；

3、4-指向不同方向的环间浮纱(float)；

5、6、7、8-由两根丝组成的环的压缩力；

9、10-由两根丝组成的环的总压缩力；

11、12-由一根丝组成的环的压缩力；

13-由一根丝组成的环的总压缩力；

14-用于钛基质的所建议的材料的拉伸图；

15-“titaniumsilk”材料的拉伸图。

具体实施方式

将基质设计成用于引导组织再生，例如在齿槽突中，由厚度为0.08–0.32mm且具有70–300个环单元的经编织网眼织物制成，所述织物由直径为20–80μm的钛丝编织而成。将所述织物的结构制成基于主织法和派生织法形成的组合的平纹双梳金属经编织物的形式，并具有交替的分别由一根和两根钛丝组成的纵向线圈1和2(如图1)。所述丝可由vt1-00、vt-1.00wa(grade-1)或vt6(grade-5)钛合金制得。所用的钛丝具有高的生物惰性和丝的塑性，以避免损伤组织。

织物的结构没有圆角孔，这赋予织物较低的拉伸性，这在基质形成过程中以及术后期的工作中是重要的。指向不同方向的环间浮纱3和4(如图1)的数量将不同，而由两根丝组成的环的浮纱的数量是分别由一根丝、四根丝和两根丝组成的环的浮纱的两倍。此外，在由两根丝组成的环中，浮纱与拉力以及压缩力5、6、7、8(如图1)指向不同的方向，在消除拉力后平衡总的压缩力9、10(如图1)。由一根丝组成的环中的压缩力11、12(如图1)产生总压缩力13，结果证明该压缩力不足以使经编织物收缩，这可以解释为：首先，由于丝从环骨架过度拉伸成浮纱，在金属经编织物拉伸过程中发生了塑性变形；其次，由于由两根丝组成的环与浮纱之间存在至少16个接触点，因此在拉伸时不可能将所述丝过度拉伸成变小的收紧的环。

另外，另一个重要因素是通过获得混乱分布凹陷和凸起形式(如图2a和2b)的波状外形表面的钛丝赋予编织的金属经编织物无张力特性(在环接触区域的应力消除)，并且经编织物丝直径的普遍减小导致环接触面积的减小。

能够获得具有波状外形表面钛丝的无张力金属经编织物的技术工艺包括：功率超声处理、化学蚀刻、电化学抛光、离子处理等。这些处理方法将已经在编织织物结构中的钛丝的直径减小了初始直径的10–35％，同时减少了环间的接触面积并消除了环间接触区域的应力，从而消除金属经编织物的弹性并增加其塑性，同时形成了具有对伤口表面具有高附着力的多孔结构。因此，产生了一种“伸缩效应”：环和环间浮纱穿透到相邻环区域中。在未经处理的(天然)金属经编织物上未观察到此效应。

金属经编织物的无张力特性解决了残余弹性的问题，伸缩效应使织物容易拉直。

因此，图3示出了所建议的材料14和“titaniumsilk”材料15的拉伸图，其中p表示拉伸力，l表示被拉伸材料的伸长率。该图表明，所建议的材料14的塑性变形发生早于“titaniumsilk”材料15样品的塑性变形，这是因为伸长率δi2＜δi1，这证实了在所建议的基质材料中弹性变形的减小。在所建议的材料中，弹性(能复原的)变形的百分比为35–40％，而对于“titaniumsilk”材料，具体的弹性变形为45–70％。

同样，当拉伸经编织网时，存在零刚性z时期(如图4)，即图中网眼织物无阻力拉伸的区域，其中zaten是具有波状外形的丝的无张力金属经编织物的零刚性，znat是具有非波状外形的丝的天然金属经编织物的零刚性。当比较具有相同编织类型和丝厚度的天然和无张力金属经编织物时，可以确定无张力金属经编织物的零刚性区域比天然材料大20％或更多。

此外，在无张力网眼织物的结构中，由于冷拉所述丝而出现在所述丝表面的纵向凹槽形式的磨损点(如图5a)在处理过程中(例如通过电化学抛光)被平滑化。处理后缺陷的平滑化如图5b所示。纵向缺陷(内部应力的集中点)的平滑协调丝本身的残余应力，并降低了网眼织物断裂的风险。

该处理也导致钛丝变化的直径产生，沿其长度方向在1–10μm之间波动，这还导致了额外的环间隙自由度。

为了进一步增加塑性，可以在无张力的金属经编织物的表面上施加厚度为0.3–3μm的氧化膜。众所周知，施加二氧化钛会使滑动摩擦系数降低约3倍，并显著提高无张力金属经编织物的动态性能(dynamism)，使环易于相对于彼此滑动，这积极地影响了材料的可延展性。表面氧化膜减少了编织环之间的摩擦以及伴随的负面性能：材料拉直时会断裂等。

所述氧化膜通过在恒定电流下将由波状外形的丝制成的网眼织物浸入装有必要溶液的电镀槽中并持续一定时间得到。根据时间和所选择的电压，在钛丝表面上形成厚度为0.3–3μm的氧化膜。在这种情况下，丝本身的厚度不会增加。

氧化膜的重要性质是其可能获得不同的颜色，这取决于氧化层的厚度。控制金属经编编织物的颜色允许将金属经编织物的颜色调节至更接近黏膜的颜色，在安装由金属经编织物得到的植入物时改善美观效果。

在经编材料中使用编织——所述编织形成基于主编织和派生编织的组合的平纹双梳经编织物的结构，并且在该织物结构中具有交替的由一根丝和两根丝组成的纵向线圈——使得结构稳定，弹性变形阶段减少并提早过渡到塑性变形，以允许在去除所有负荷之后保持植入物形状的设定尺寸。

编织的金属经编织物的单元格(cell)尺寸不超过2mm，这是保留骨填充材料的额外因素。

赋予材料无张力性质完全解决了永久弹性变形的问题。所得伸缩效应赋予了织物长时期的无阻力拉伸。

所得的经编材料的高塑性消除了经编织物和黏膜之间的生物力学不相容的可能性，并且允许将该材料置于黏膜下面，即使是极薄的黏膜。与钛网植入物“titaniumsilk”不同，钛基质在外科手术伤口的表面上自由扩展，并且对外科手术伤口的表面具有明显的附着力。它容易地呈现并保持给定的形状，并且，如果需要，能够根据外科手术伤口的形状通过拉伸进行建模。

由环杆和环浮纱之间存在的自由空间赋予的材料孔隙度提高了植入物内生物流体的渗透速度，加速了植入物与成纤维细胞和成骨细胞定植的过程，并改善了材料的融合性；与伤口表面接触时，钛基质立即浸渍于血液和伤口渗液中，并表现出对伤口表面明显的附着力，提供暂时的自固定，允许外科医生无需使用固定元件：销、微型螺丝等。

由无张力的金属经编织物制成的钛基质对伤口表面的高附着力允许钛网放置而不造成黏骨膜瓣的张紧，防止了诸如外科手术伤口裂开的频发的并发症。同时，高孔隙结构不会延迟伤口渗液排出，消除了液体渗漏以及随后感染的可能性。

丝的波状外形表面显著提高了纤维蛋白纤维在丝上的固定，从而利于吸引成纤维细胞，作为新形成的结缔组织的来源。

如果需要，钛基质可以成形为任何所需的尺寸，例如2×2；2×3；3×3cm等。

在骨层形成之后易于切割植入物也是重要的特征。因此，其允许在不去除钛基质的情况下插入种植牙，这在使用穿孔的钛箔作为钛膜时是不可能的。

引导组织再生手术的技术基于以下原理：在骨缺损区域以及在上颌或下颌的齿槽突中插入种植牙的预定位点将骨表面与其上的软组织分开。这种分离通过使用薄钛网形式的多孔钛基质将解剖结构彼此物理分离(将部分牙龈与骨骼或植入物分开)而进行。

具有引导组织再生手术适应症(例如在牙槽嵴中)的人员的术前计划在于测量待钛基质覆盖的组织缺损的尺寸大小。引导组织再生的方法涉及使用限定(delineating)膜和异种或同种异体羟基磷灰石颗粒，以及许多情况下的自体骨屑。当修复骨缺损时，用于引导组织再生的外科手术技术如下：黏膜上的水平切口线通常沿齿槽突的嵴绘制(draw)。进行组织缺损的修复，其中缺损处填充骨替代材料颗粒、异种骨屑和/或自体骨。然后，将形成的复合体用钛基质覆盖，置于黏膜下面。仅使用钛基质可以消除缺损，例如消除牙龈袋。手术以缝合黏膜并用牙龈绷带包扎结束。在严格的口腔卫生条件下，按规定给予trichopol5–7天。皮瓣和牙根表面之间的膜定位有利于牙周膜细胞在牙根表面的增殖。所要求保护的技术方案可消除伤口边缘的肿胀和伤口裂开，提供了用于引导组织再生手术的人体工程学技术，以确保在整个组织缺损处骨替代材料的可靠固定，从而恢复该区域的解剖学完整性。使用由无张力金属经编织物制成的超轻钛基质的使降低并发症的发生率成为了可能，并通过降低抗原性和增加材料的生物相容性来改善外科手术效果。由于易于切割用于植入物的孔，因此使用时无需在插入种植牙之前对所述基质进行修改，并且该材料的性质被设计为在体内长期存在的材料。许多临床观察证实了使用所要求保护的基质的有效性。

实施例1

患者e，46岁，诊断为中度弥漫性牙周炎。上颌的犬牙区域的局部凹陷经测量为6mm。在对口腔进行专业清洁之后，使用ramfjord技术对患者上颌的5–12牙齿区域进行了皮瓣手术(flapoperation)。分离黏骨膜瓣后，刮除骨袋同时去除肉芽组织并处理5–12牙齿的根表面，然后使用特殊的钻针处理骨组织。考虑到牙槽骨明显缺损以及密实板(compactplate)重要部分的缺失，使用成骨材料填充骨缺损，并覆盖由无张力经编金属织物制成的钛基质，该织物由直径为20μm的钛丝制成，并具有70个环单元，单元格尺寸为0.7mm。手术后2.5个月，通过x射线检查确定齿槽突的恢复情况。在手术的第二阶段之后，修复得到所需体积并具有足够密度的骨组织。照常插入种植牙。

实施例2

患者d，50岁，诊断为弥漫性牙周炎。在上颌的犬齿区域中，牙龈软组织的局部凹陷测量为9mm。在对口腔进行专业清洁之后，对患者进行皮瓣手术。在剥离黏骨膜瓣之后，使用piezon-master装置刮除骨袋同时去除肉芽组织并处理14–16牙齿的根表面。将成骨材料放置在黏膜-牙龈瓣下面，之后覆盖无张力经编钛金属经编织物的多孔基质，该织物由直径为80μm的钛丝编织而成，具有300个环单元，单元格尺寸为2mm。手术后，检查牙龈软组织的恢复情况以及软组织包覆牙齿颈的情况。3个月后，邀请患者进入第二阶段——插入种植牙，骨组织完全修复，毫无困难地形成种植牙床。

该技术方案在于通过结合特殊的织物编织并赋予其无张力特性来增加所述网的塑性，以调节钛网用于放置在黏膜下面。

由钛丝经经编得到的所要求保护的钛基质，为基于主织法和派生织法形成的组合的平纹双梳经编织物的形式，并具有交替的分别由一根丝和两根丝组成的纵向线圈，具有稳定结构，具有较短期的塑性形变的结构，这允许在去除材料上的所有负荷后保持植入物的设定尺寸。由于所得的经编材料的高塑性，消除了经编织物与黏膜之间生物力学不相容的可能性，并允许将该材料放置在黏膜下而没有损伤口腔或在黏膜上形成压疮的风险。

将无张力的具有较低弹性和增加的塑性的钛基质用于导向组织再生使得对伤口创面的附着性增加，限定了黏膜和骨组织的生长，允许黏骨膜瓣无组织张紧放置，并赋予钛基质良好的血管化和融合性，使得高质量地形成用于随后种植牙插入的必需体积的骨组织，最终改善了出现炎症和退化过程的牙周组织的定向再生外科手术的结果，并且是解决骨组织缺损问题(例如在上颌或下颌齿槽突处)的有效方案。