Глава 1
Конструкционные материалы в стоматологии и их характеристика
1.1. Проблемы неблагоприятных системных воздействий на организм человека и стоматологическая патология
В специальной литературе при обозначении материалов, применяемых для изготовления имплантатов, используются два термина – биоматериалы и биосовместимые материалы.
Однако, если «био», являясь первой составной частью сложных слов, соответствует по значению слову «биологический», то термин «биоматериал» означает, что этот материал имеет биологическое происхождение. Поэтому биоматериалами следует называть материалы, имеющие биологическое происхождение и применяемые в хирургии для восстановления целостности тканей и функции органов.
Имея биологическое происхождение, биоматериалы являются по сути трансплантатами и поэтому не могут рассматриваться как материалы для изготовления имплантатов. Вместе с тем эти материалы достаточно широко применяются в дентальной имплантологии. Поэтому краткое описание и оценка их биологических свойств представляется вполне уместными.
Биоматериалы
Основное назначение биоматериалов при имплантации – управление процессами остеогенеза и создание адекватных анатомических условий для имплантации. Биологические материалы, применяемые для реконструкции костной ткани, могут обладать остеоиндуктивными свойствами (способностью вызывать остеогенез) или остеокондуктивными (обеспечивать продвижение фронта остеогенеза по поверхности материала).
Материалом, имеющим одновременно те и другие свойства, можно считать только аутотрансплантаты кости. Костные аутотрансплантаты содержат не только генетически идентичные костные морфогенетические белки, остеогенные клетки и остеоциты, вызывающие остеоиндукцию, но и костный матрикс, обеспечивающий остеокондукцию [Венц Б., 1998; Bays R.A., 1980; Kato E., Gimcher M., 1974].
Остальным известным на сегодняшний день биологическим материалам присуще только одно из этих свойств – какие, смотри табл.1.
Например, остеоиндуктивные свойства имеют обогащенная тромбоцитами плазма крови, содержащая высокую концентрацию остеоиндуктивных белков (PDG-F, TGF-В и IGF-I), а также препараты, содержащие костные морфогенетические белки [Венц Б., 1998; Brekke J., Toth J., 1998; Groeneveld E., 1999; Sumner D., 1995].
Остеокондуктивными свойствами обладают костные гомо– и гетеротрансплантаты [Freinberg S., Fonseca R., 1986; Lynch S., Genco R., Marx R., 1999].
Остеоиндуктивные свойства они утрачивают частично или полностью в процессе обработки и стерилизации [Aspenberg R., Lindqvist S.-B., 1998; Bays R.A., 1983].
К остеокондуктивным материалам биологического происхождения следует отнести некоторые кальций-карбонатные и кальций-фосфат-ные материалы, коллаген и производные протеинов эмалевого матрикса зубов (Эмдогейн®).
Для получения биологических кальций-карбонатных материалов используют натуральные кораллы, а кальций-фосфатных – кости животных. Получаемый из кораллов материал представляет собой поли-кристаллическую керамику, основу которой составляет кристаллический карбонат кальция – арагонит [Chave K., Smith S., Roy K., 1972; Guillemin G., 1989; Lynch S., Genco R., Marx R., 1999].
Биосовместимые материалы
Согласно определению W. Wagner (1991) биосовместимые материалы – это материалы, имеющие небиологическое происхождение и применяемые в медицине для достижения взаимодействия с биологической системой.
Биосовместимым с костной тканью может считаться материал, который в достаточной степени инертен относительно остеоиндукции и активен относительно остеокондукции.
Объяснить это положение можно следующим образом. Остеоиндуктивными свойствами обладают только специфические белки – остеоиндукторы [Reddy A., 1989; Wozney J., 1989]. Поэтому подобные свойства присущи только биологическим материалам и препаратам, содержащим эти белки и специфические факторы роста.
Таблица 1
Биологические материалы, применяемые в хирургической стоматологии и имплантологии
Небиологические материалы не могут вызвать экспрессию генов, отвечающих за митоз и дифференциацию остеогенных клеток в остеобласты, и, следовательно, любая активность этих материалов по отношению к геному стволовых мезенхимальных клеток, скорее всего, будет оказывать неадекватное или негативное воздействие на процесс остеоиндукции.
Исходя из вышесказанного, материал имплантата, с одной стороны, не должен воздействовать на геном клеток организма, ингибировать белки-остеоиндукторы, угнетать митоз остеогенных клеток, а в дальнейшем деятельность остеобластов и остеоцитов. С другой стороны, поверхность материала должна обеспечивать адсорбцию белков и адгезию клеток, органического и минерального компонентов костного матрикса, а также его физико-химическую связь с поверхностью имплантата.
С точки зрения активности по отношению к остеокондукции и взаимодействию с костным матриксом V. Strunz (1984) и J. Osborn (1985) разделили биосовместимые материалы на биоактивные, биоинертные и биотолерантные.
Биоактивные небиологические материалы – это материалы, которые включаются в ионный обмен и метаболизм костного матрикса и частично или полностью замещаются костной тканью в процессе её регенерации.
Характерной особенностью этих материалов является полная либо частичная их деградация (рассасывание) со временем и замещение нормальной костной тканью [Strunz V., 1984].
Биоактивными материалами являются кальций-фосфатные соединения, сульфат кальция, биостекло и материалы на основе некоторых высокомолекулярных полимеров.
Кальций-фосфатные материалы (трикальцийфосфат и гидроксиапатит) получают не только из биологического сырья, но и методами химического осаждения, синтеза или спекания [Lynch S., Genco R., Marx R., 1999; Spiekermann H. et al., 1995].
Являясь аналогом главного компонента минеральной основы кости, гидроксиапатит обладает выраженными остеокондуктивными свойствами, обеспечивает адгезию белков и клеток костной ткани, активно включается в ионный обмен и метаболизм костного матрикса, поддерживает ионные и ковалентные связи с минералами кости [Hislop W., Finlay P., Moos K., 1993; Lynch S., Genco R., Marx R., 1999; Pinholt E., Bang G., Haanaes H., 1991].
Создавая оптимальные условия для остеокондукции, гидроксиапатит в то же время подвергается остеокластической резорбции, растворяется в жидкой среде и рассасывается в течение 6-10 месяцев [Bguer G., 1990; Donohue W., Mascres С., 1993; Wagner W., 1991]. Причём его резорбция в губчатом слое кости происходит быстрее, чем в компактном [Piattelli A. et al., 1993].
В клинической практике применяется и нерассасывающийся гидроксиапатит, который представляет собой композиционный гидроксиапатитно-керамический материал в виде блоков или крупных гранул, полученных при спекании. Этот материал подвергается частичной резорбции, причём отдельные гранулы или фрагменты блоков, инкорпорированные вновь образованной костью, могут сохраняться на протяжении 3–5 лет [Лысенок Л.Н., 1997; Hoogendoorn H. et al., 1984].
Трикальцийфосфат не является аналогом аморфных кальций-фосфатных соединений минеральной части костного матрикса. Вместе с тем этот материал метаболически достаточно активен. In vivo большая его часть трансформируется в гидроксиапатит, а оставшаяся часть растворяется [Lynch S., Genco R., Marx R., 1999].
Сульфат кальция, или «парижский пластырь», – один из первых биосовместимых остеопластических материалов. Впервые был использован Dreesman в 1892 г. для заполнения костных дефектов. Этот материал обладает остеокондуктивными свойствами, хорошо переносится тканями, резорбируется в течение месяца, при этом происходит его замещение костной тканью [Островский А.В., 1999; Peltier L., Lillo R., 1955; Peltier L., 1961].
Сульфат кальция широко используется в оториноларингологии, ортопедии и травматологии [Coetzee A., 1980]. Может применяться при операции синус-лифт, а также хирургическом лечении заболеваний пародонта в качестве остеопластического материала [Shaffer C., App G., 1971].
Стекло – неорганический твердый материал, состоящий из трёх основных химических соединений: SiO2, CaCO3 и Na2CO3. К биосовместимым относятся стёкла, в состав которых входят: SiO3 или SiO2 (30–45 %), Р2О5 или Р2О2 (6 %), СаО (15–25 %) и Na2O (около 25 %) [Островский А.В., 1999; Хенч Л., 1998].
Разновидностью биосовместимого стекла являются некоторые виды ситаллов. С физической точки зрения ситалл – это закристаллизованное стекло. Биосовместимые ситаллы имеют схожий химический состав со стеклом, но кроме SiO3, P2O5, СаО и Na2O могут содержать ещё ряд соединений: MgO, А12О3, Та2О5 и др. [Хенч Л., 1998; Зубов Ю.Н., Дудко А.С., Пикулик Л.Н., 2000].
Биологическая активность биосовместимых стёкол и ситаллов проявляется за счёт химической деградации (растворимости) в жидких биологических средах поверхности этих материалов. В результате на поверхность выходят ионы кальция и соединения фосфора, способствующие образованию на поверхности материала кристаллов апатитов, которые формируют центры минерализации остеоида и обеспечивают физико-химическую связь матрикса кости с поверхностью материала [Штрунц В., Гросс У., Мэннер К., 1998].
Биоактивные полимеры молочной и лимонной кислот применяются в качестве рассасывающихся барьерных мембран [Островский А.В., 1999; Vernino A. et al., 1999]. К подобным полимерам также относятся композиционные материалы на основе высокомолекулярного полиэтилена с минеральными наполнителями – гидроксиапатитом или гидроксидом кальция, применяемые для остеопластики дефектов и наращивания костной ткани [Воложин А.И. и др., 1999; Ashman A., 1992; Yukna R., 1990].
Биоинертные материалы
К этой группе относятся материалы, поверхность которых может обеспечить физико-химическую связь с костным матриксом, но при этом практически не включающиеся в метаболизм костной ткани и не подвергающиеся деградации на протяжении всего периода взаимодействия с окружающими тканями.
Биоинертные материалы или их поверхность являются простейшей по химическому составу керамикой, имеющей обычные ионные связи. Основу её составляют оксиды, представляющие собой химическое соединение металла и кислорода.
Наиболее известной керамикой из группы биоинертных материалов является алюмооксидная (АI2О3).
Внутрикостные имлантаты, изготавливаемые из оксида алюминия, имеют поли– и монокристаллическую структуру. Алюмооксидная керамика с поликристаллической структурой имеет белый цвет; моно-кристаллическая прозрачна, по химическому составу и структуре идентична сапфиру [Kawahara H., Hirabayashi M., Shikita T., 1980; Spiekermann H. et al., 1995].
Алюмооксидная керамика имеет выраженный отрицательный заряд поверхности за счёт радикалов ионов О2, что связывает молекулы эндогенных протеинов и может обеспечить физико-химическую связь костного матрикса с поверхностью материала [Zetterqvist L., Anneroth G., Nordenram E., 1991; Spiekermann H. et al., 1995].
К биоинертным металлам относятся титан и некоторые его сплавы, а также цирконий. Титан – легкий, прочный металл, обладающий высокой устойчивостью к коррозии. Титан имеет небольшой коэффициент теплопроводности и немагнитен [Галицкий Б.А., Абелев М.М., Шварц Г.Л., Шевелкин Б.Н., 1968; Helsen J. A., Breme H.J., 1998]. Широко распространён в природе и составляет 0,44 % массы земной коры. Титан содержится практически во всех камнях, песке, глине и других грунтах, а также в воде и метеоритах. В незначительных количествах он находится во всех живых организмах и растениях [Ершов Ю.А. и др., 1993].
Химическое соединение в виде оксида титана было открыто в 1791 г. английским геологом W. Georg, а в 1795 г. немецкий химик М.Н. Klatproth выделил титан как химический элемент.
Спустя 100 лет титан стал доступен для промышленной разработки. В 1910 г. инженер-металлург М. Hunter выделил из минералов ильменита и рутила тетрахлорид титана.
В 1950 г. благодаря лабораторным магниетермическим процессам был получен технически чистый титан, который содержит около 99,95 % титана, а в качестве основных примесей кислород, азот и железо в минимальных количествах.
Таблица 2
Химический состав различных марок технически чистого титана
Содержание некоторых других элементов (кальций, алюминий, водород, молибден и др.) в химически чистом титане составляет не более тысячных процента [Галицкий Б.А. и др., 1968].
На воздухе за счет адсорбции атомов кислорода на поверхности титана спонтанно образуется оксидная пленка. В результате поверхность титана с химической точки зрения превращается в стойкое керамическое соединение.
Оксидный слой на поверхности титана определяет также его умеренно выраженные остеокондуктивные свойства. Многочисленные исследования показали, что на нем происходит адгезия и связывание белков, а также ионов кальция и фосфора [Д. Вильяме, Р. Роуф, 1978; Ф. Вортингтон, Б. Ланг, В. Лавелле, 1994;. C Stanford, J. Keller, M. Solursh, 1994].
Таким образом, оксидная пленка является базой для формирования остеокондуктивной матрицы, на которой может осуществляться митоз остеогенных клеток и последующая жизнедеятельность остеобластов и остеоцитов [K. Bowers, J. Keller, 1991; L. Cooper et al., 1999].
В хирургии титан широко используется с 1952 г., хорошо изучен и является основным материалом для производства различных имплантатов.
Материал для внутрикостного имплантата может считаться биосовместимым, если на его поверхности происходит формирование кост-ной ткани и создаётся интерфейс, способный к адекватному распределению функциональной нагрузки на окружающие имплантат ткани [L. Hench, R. Splinter, W. Allen, T. Greenlee, 1972; P. Ducheyne, 1987].
Исходя из этого определения, материал, пригодный для изготовления внутрикостных имплантатов, должен обладать определёнными физико-химическими, биологическими, биохимическими и биомеханическими свойствами.
Физико-химические свойства имплантационных материалов
С физико-химической точки зрения материал имплантата не должен:
– растворяться;
– подвергаться коррозии и структурным изменениям в жидких средах организма, а также остеокластической резорбции или иной деградации, связанной с жизнедеятельностью клеток организма;
– вызывать нежелательные электрохимические процессы в тканях и на поверхности раздела имплантат/окружающие ткани.
Растворимость и деградация материалов
Растворимость кальций-фосфатных соединений, как и других биоактивных материалов, очень мала и составляет 1,0x109 моль/дм3. Ещё меньшей растворимостью обладают стекло и ситаллы [Ершов Ю.А. и др., 1993]. Однако биоактивные материалы подвергаются остеокластической резорбции и, таким образом, являются биодеградируемыми.
Биоинертные и биотолерантные материалы можно считать практически нерастворимыми. Например, растворимость поверхностного оксидного слоя титана в физиологическом растворе составляет всего 0,043 нм в день [K.D. Allard, M. Ahrens, K. Heusler, 1975].
Таблица 3
Сроки биологической деградации биоактивных материалов
Кроме того, эти материалы не подвергаются остеокластической резорбции и поэтому являются небиодеградируемыми.
Кроме растворимости любой материал в той или иной степени подвержен диссоциации – распаду молекул в жидкой среде на ионы (атомы и молекулы, потерявшие или присоединившие электроны).
Суть диссоциации как физико-химического процесса заключается во взаимодействии молекул материала и растворителя (например, воды, тканевой жидкости или слюны), которое приводит к ослаблению взаимного притяжения положительно и отрицательно заряженных ионов, что вызывает распад части молекул растворяемого вещества на ионы.
Соотношение между числом распавшихся на ионы молекул и общим количеством молекул вещества называется степенью диссоциации [Б.М. Яворский, Ю.А. Селезнёв, 1989; Ю.А. Ершов и др., 1993].
Степень диссоциации и коррозия, под которой подразумевается разрушение или растворение вещества под химическим воздействием внешней среды или жидкости, являются одним из основных показателей пригодности того или иного материала для изготовления имплантатов.
В соответствии с Европейским стандартом (EN ISO 8891, 1995), коррозия материала, пригодного для изготовления имплантатов, должна быть менее 14,3 мкг/см2 в день. Согласно тестам, коррозия титана и его сплавов составляет 11 мкг/см в день [Б. Венц, 1998].
Биологические свойства имплантационных материалов
С биологической точки зрения материал имплантата, его химические элементы а также возможные продукты, образующиеся при его взаимодействии с биологической системой, не должны:
– вызывать патологических изменений в окружающих тканях во время их регенерации;
– нарушать гомеостаз организма, жизнедеятельность органов и тканей в течение всего периода функционирования;
– оказывать токсического, канцерогенного и аллергического воздействия на ткани и организм в целом.
Диссоциация приводит к диффузии ионов материала имплантата, что, естественно, оказывает влияние на процессы жизнедеятельности как окружающих имплантат тканей, так и организма в целом [А.И. Воложин, Г.В. Порядина, 1998].
Если суммировать химический состав биосовместимых материалов, то можно составить перечень ионов неметаллов, которые широко представлены в организме человека [Ю.А. Ершов и др., 1993; P. Марри, Д. Греннер, П. Мейес, В. Родуэл, 1993] – это Са2+, N+, H+, С+, сО32, РО4.
При этом можно допустить, что в результате диссоциации биосовместимого материала незначительное увеличение концентрации этих ионов не будет оказывать существенного влияния как на окружающие имплантат ткани, так и на организм в целом.
Некоторые металлы, входящие в состав биосовместимых материалов, например, железо, также широко представлены в организме и согласно классификации Ю.А. Ершова и соавт. (1993) являются макроэлементами. Содержание других – алюминия, кобальта, хрома, молибдена и ванадия – составляет от 10 3 до 10 5 % от общей массы организма человека.
Эти металлы являются микроэлементами. Концентрация титана и никеля в живых организмах ещё меньше, и они считаются ультрамикроэлементами [Ю.А. Ершов и др., 1993].
Таким образом, при введении в организм материалов, в составе которых имеются микро– и ультрамикроэлементы, содержание этих химических элементов может превышать их физиологический уровень. Следовательно, возможно определённое их воздействие на окружающие имплантат ткани и организм в целом.
Ионы железа являются одним из компонентов гемоглобина, миоглобина и различных ферментов. Кроме того, они принимают активное участие в трансформации аморфных кальций-фосфатных соединений в гидроксиапатит. Однако увеличение содержания железа может привести к нарушению окислительно-восстановительных процессов в тканях и оказывать токсическое воздействие на клетки.
Ионы алюминия ингибируют синтез АТФ, поэтому его повышенное содержание может существенно снизить метаболическую активность костной ткани и замедлить минерализацию [D. Williams, 1981].
Ионы алюминия могут угнетать эритропоэз и поражать центральную нервную систему. Считается, что их длительная аккумуляция в тканях головного мозга способна вызвать мутации генов AD3 и AD2, находящихся в 14-й и 19-й хромосомах, вследствие чего может развиться болезнь Альцгеймера.
Ионы кобальта накапливаются в почках, печени и поджелудочной железе. Значительное его количество содержит витамин В. Кобальт считается аллергенным металлом. Ионы кобальта ингибируют процесс преобразования аморфных кальций-фосфатных соединений в гидроксиапатит. Канцерогенная потенция кобальта в настоящее время не доказана.
Ионы хрома аккумулируются в печени, почках и костной ткани. Этот химический элемент обладает высокой аллергенной потенцией, способен проникать через клеточные мембраны, взаимодействовать с ДНК и индуцировать мутации генов [А.С. Смирнов, 2000].
Ионы никеля могут вызывать общую интоксикацию организма при попадании в кровь. При использовании материалов на основе никеля его ионы могут накапливаться в лёгких и разрушать митохондрии клеток [M. Bergman, В. Bergman, R. Soremark, 1980].
Кроме того, они являются одним из наиболее активных ингибиторов процесса образования гидроксиапатита и обладают высокой аллергенной и канцерогенной потенцией [Sinibaldi K. et al., 1976].
Ионы молибдена входят в состав некоторых ферментов, которые катализируют реакции, связанные с транспортом кислорода, и участвуют в метаболизме пуринов. Токсическое воздействие молибдена отмечается только при попадании его ингаляционным путём в лёгкие.
Ионы ванадия принимают участие в обмене жиров, минерализации костной ткани и зубов [Toth R.W., Parr G.R., Gardner L.K., 1985].
Повышенное содержание ванадия может оказывать выраженное цитотоксическое воздействие на ткани и вызывает разрушение некоторых ферментов.
Титан не является типичным и основным химическим элементом тканей и биомолекул организма, как, например, железо или кобальт. Титан может накапливаться в лёгких. Вместе с тем этот металл считается абсолютно биоинертным. Увеличение его концентрации даже в несколько тысяч раз не оказывает токсического, аллергенного и канцерогенного воздействия, не вызывает воспалительной реакции в окружающих тканях и не ингибирует процесс образования костного гидроксиапатита. Кроме того, ионы титана обладают умеренно выраженным бактериостатическим эффектом.
Приведенные выше данные о воздействии некоторых ионов металлов, входящих в состав имплантационных материалов, основаны на экспериментальных исследованиях и не всегда находят подтверждение в клинической практике. Это связано в первую очередь с низкой степенью диссоциации и высокой коррозийной устойчивостью материалов, например, алюмооксидной керамики. Применение изготовленных из неё имплантатов не приводит к повышению концентрации алюминия в тканях и органах, либо степень диффузии его ионов в окружающие ткани настолько ничтожна, что не оказывает токсического воздействия на окружающие ткани [Smith D.C. et al., 1997].
Сплавы на основе титана также обладают очень высокой коррозийной устойчивостью, и каких-либо статистически достоверных данных, основанных на экспериментальных и клинических исследованиях, о негативном воздействии этого сплава на окружающие ткани и организм в целом в настоящее время пока не представлено. Вместе с тем, ряд авторов считает, что сплавы по своим биологическим свойствам значительно уступают технически чистому титану.
На сегодняшний день доказано негативное воздействие на окружающие ткани и организм только сплавов на основе кобальта, хрома и никеля. Экспериментальные и клинические исследования показали, что эти сплавы могут вызывать:
– воспалительную реакцию в окружающих тканях, сопровождающуюся формированием грануляционной ткани и инкапсуляцией этих материалов;
– гибель клеток соединительной ткани за счёт цитотоксического эффекта;
– иммунные реакции, сенсибилизацию организма и аллергию;
– образование злокачественных опухолей в окружающих тканях.
Возможное негативное воздействие сплавов с высоким содержанием кобальта, хрома и никеля существенно ограничивает их использование для изготовления внутрикостных имплантатов.
Биохимические и термодинамические свойства имплантационных материалов
С биохимической и термодинамической точек зрения поверхность материала имплантата должна обеспечивать самопроизвольную адсорбцию биомолекул и клеток, а также физическую или химическую связь с матриксом кости.
Гетерогенный катализ
Адсорбция биомолекул на поверхности биосовместимых материалов происходит на поверхности фазового раздела; при этом молекулы вещества, находящегося в жидкой фазе, реагируют с поверхностью твёрдого тела. Такой физико-химический процесс называется гетерогенным катализом и включает пять обратимых стадий [Фримантл М., 1991]:
1. Диффузия. Реагирующие молекулы диффундируют к поверхности твёрдого вещества.
2. Адсорбция. Реагирующие молекулы сначала подвергаются физической адсорбции на активных центрах поверхности твёрдого вещества, затем происходит их хемосорбция.
3. Химическая реакция. Реагирующие молекулы жидкости, а точнее их ионы, вступают в реакцию с ионами поверхностного слоя твёрдого вещества с образованием продуктов.
4. Десорбция. Обратная адсорбции стадия. Хемосорбированные молекулы жидкости становятся физически адсорбированными на поверхности твёрдого вещества и в конце концов высвобождаются с его поверхности.
5. Диффузия. Молекулы продуктов диффундируют от поверхности твёрдого вещества.
Физическая адсорбция происходит, когда молекулы связываются с активными центрами на поверхности твёрдого вещества силами Ван-дер-Ваальса (слабые силы межмолекулярного притяжения).
Адсорбция белков и физико-химическая связь биологических тканей с небиологическим материалом может происходить в том случае, если поверхность материала является «интересной» для биомолекул, которые стремятся к ней, а также, если эта поверхность имеет активные центры, способные образовать физико-химическую связь.
С физико-химической точки зрения биосовместимый материал может обеспечивать адсорбцию биомолекул, если он обладает достаточной для этого процесса энергией и способностью к рекомбинации с дисоциированными молекулами аминокислот и белков [Helsen J.A., Breme HJ. (ed), 1998].
Термодинамические свойства биосовместимых материалов
Для того, чтобы судить о возможности самопроизвольного протекания реакции адсорбции, следует учитывать три основных фактора: энергию, энтальпию и энтропию.
Энергия – это единая мера способности совершать работу. Последняя является формой передачи энергии от одной системы к другой или от системы к ее окружению. Любое тело или система обладает внутренней энергией, которая является суммой кинетической и потенциальной энергий всех частиц этого тела или системы. Внутренняя энергия является функцией состояния системы и не зависит от того, каким образом система оказалась в данном состоянии. Термодинамическая функция состояния, которая отражает баланс энтропии и энергии системы, является свободной энергией Гиббса (G). Свободная энергия Гиббса является мерой устойчивости химического соединения, а также мерой осуществимости самопроизвольной физико-химической реакции. Изменение свободной энергии Гиббса (дельта G) – это та часть изменения внутренней энергии, которая может превращаться в работу. Только при отрицательных значениях этой дельты может происходить адгезия биомолекул на поверхности материала.
Как показывают расчеты, биосовместимые материалы имеют различную величину энергии Гиббса и, следовательно, потенцию к самопроизвольной адгезии биомолекул на своей поверхности. Наиболее высокие показатели имеют цирконийоксидная и алюмооксидная керамика, а также оксиды титана; наиболее низкие – оксиды кобальта.
Физико-химические свойства поверхностей биосовместимых материалов
Одной из составляющих внутренней энергии тела или системы является поверхностная энергия. Как и свободная энергия Гиббса, она определяет одно из наиболее важных биохимических свойств поверхности материалов – способность к адгезии биомолекул [Thull R., 1998].
Считается, что для её осуществления поверхностная энергия биосовместимого материала должна составлять 60-120 мДж/м2, так как адсорбция является энергоёмким процессом, требующим потребления не менее 45–60 мДж/м2 поверхности биосовместимого материала. Математическое уравнение расчёта энергетических затрат, необходимых для адгезии биомолекул на поверхности небиологического материала, было выведено F.M. Fowkes (1986).
Вместе с тем для образования костной ткани на поверхности имплантата важна не столько способность к адсорбции собственно белков на поверхности биосовместимого материала, сколько способность этой поверхности к связыванию специфических белков, обеспечивающих адгезию остеобластов и формирование остеоида.
Можно предположить, что первоначально с поверхностью имплантата будут взаимодействовать белки плазмы крови, в первую очередь фибриноген. Этот белок является основой для образования волокон фибрина, которые необходимы для направленной пролиферации остеогенных клеток. Однако фибриноген спустя 3–5 дней (период пролиферации остеогенных клеток и их преобразования в остеобласты) должен освободить место для специфических белков (витро– и фибронектина), обеспечивающих адгезию остеобластов и адсорбцию коллагена. Это означает, что к моменту секреции остеобластами этих специфических белков должна произойти десорбция фибриногена от поверхности имплантата. Согласно разработанной В. Kasemo и J. Lausmaa (1986) схеме за первичной адсорбцией на поверхности имплантата биомолекул и молекул воды следует десорбция биомолекул. Затем происходит реабсорбция других биомолекул, их модификация или фрагментация. Поэтому сила связывания фибриногена поверхностью биосовместимого материала имеет большое значение, но она должна быть адекватной, т. е. обеспечивать адсорбцию фибриногена не более 3–5 дней.
Изучая процессы адсорбции и десорбции различных белков, D.F Williams, I. Askill и R. Smith (1985) также пришли к выводу, что сила адсорбции самого фибриногена составляет не более 3–5 дней.
На основании результатов многочисленных исследований [Williams D.F. et al., 1985] можно сделать вывод о том, что титан обладает умеренной способностью к адсорбции фибриногена и обеспечивает оптимальные сроки его десорбции.
После десорбции фибриногена происходят диффузия, адсорбция и химическая реакция между кислотными остатками витронектина и ионами титана, что создаёт условия для адгезии остеобластов к поверхности имплантата. Витронектин при этом выступает в качестве мишени для рецепторов остеобластов, которые представляют собой белки интегрин и адгерин, входящие в состав клеточной мембраны остеобластов, прикрепляющиеся к витронектину и обеспечивающие связь вне– и внутриклеточных белковых комплексов.
В процессе секреции остеоида связь между рецепторами остеобластов и витронектином ослабевает, происходит их отрыв от поверхности имплантата, а затем десорбция, диффузия или фрагментация витронектина. Места, освободившиеся после десорбции и диффузии этого белка, могут быть заняты молекулами диссоциированных аминокислот, образующих коллаген.
Механические свойства имплантационных материалов
Известно, что у человека с интактными зубными рядами вертикальный компонент силы, воздействующей на отдельные группы зубов во время жевания, обычно составляет в области моляров и премоляров 200–880 N; клыков и резцов – 50-222 N. Иногда вертикально направленная сила, приходящаяся на жевательную группу зубов, может достигать даже 2440 N. Боковая сила, воздействующая на зубы, имеет величину приблизительно 20 N. При дефектах зубных рядов окклюзионная сила снижается на 20–50 % по отношению к первоначальному значению. Максимальная величина силы, воздействующей при жевании на съёмные протезы, составляет 69 N; на протезы, опирающиеся на имплантаты, – в среднем 143 N и может достигать более 211–412 N.
Таким образом, на имплантат воздействуют внешние силы, которые могут достигать значительной величины. Поэтому материал и сам имплантат должны не только выдерживать максимальную силу воздействия, но и обладать определённым запасом прочности.
Прочность – это свойство материала выдерживать действия внешних сил без разрушения. Пределом прочности называется механическое напряжение, которому соответствует наибольшая выдерживаемая телом нагрузка перед разрушением его кристаллической структуры [Яворский М., Селезнёв Ю.А., 1989].
При этом механическим напряжением (сигма – о) называется физическая величина, численно равная силе упругости, приходящейся на единицу площади сечения тела:
Сигма (o) = F/S, где F – сила упругости, S – площадь сечения тела.
Под воздействием внешней силы частицы, расположенные в узлах кристаллической решётки материала, смещаются из своих равновесных положений. Смещению препятствуют силы, связывающие эти частицы. Поэтому при деформации материала, вызванной внешним воздействием, возникает сила упругости, направленная в сторону, противоположную смещению частиц тела при его деформации [Яворский Б.М., Селезнёв Ю.А., 1989].
Запасом прочности называется число, показывающее, во сколько раз предел прочности превышает допускаемое напряжение. Прочность материала зависит от его способности (или неспособности) к деформации, а также от технологии обработки материала. Деформацией твёрдого тела называется изменение его размеров и объёма, которое сопровождается изменением формы тела. Упругостью называется свойство тел восстанавливать свои размеры, форму и объём после прекращения действия внешних сил, вызывающих деформацию. Деформации, которые исчезают после того, как действие внешних сил прекращается, называются упругими. Если деформации сохраняются после удаления нагрузки, то они называются остаточными или пластическими, а способность материалов давать остаточные деформации называется пластичностью. Противоположным пластичности свойством является хрупкость, т. е. способность материала разрушаться при незначительных остаточных деформациях.
К простейшим видам деформации относятся линейное (продольное) растяжение (сжатие) материала и поперечная деформация. Мерой продольной деформации является модуль Юнга (Е), который характеризует способность материала сопротивляться деформированию под воздействием внешней нагрузки. Способность материала к поперечным деформациям характеризует коэффициент Пуассона.
Деформации дентального имплантата и его компонентов должны быть упругими, т. е. предел прочности и упругости материала должен превосходить как величину воздействующей на имплантат внешней силы, так и напряжение, возникающее под её воздействием [Helsen J. A., Breme H.J., 1998].
Кроме того, следует учитывать, что жевательные нагрузки имеют динамический и циклический характер. Частота жевательных циклов составляет около 60–80 в мин. При каждом смыкании на зуб воздействует жевательная сила в течение 0,2–0,3 с. Общее время контактного напряжения зубов – 10–17,5 мин в сутки.
Таким образом, динамическая нагрузка на зубы, их опорный аппарат и окружающую кость чередуется с отдыхом тканей. Аналогичную картину динамических нагрузок можно ожидать и при воздействии на имплантаты.
Динамические нагрузки вызывают механическое напряжение в теле, которое во много раз может превосходить таковое при статической нагрузке. Известно, что многие материалы, упругие и пластичные при статической нагрузке, становятся хрупкими при действии динамической нагрузки. При внезапном приложении нагрузки деформация и напряжение вдвое больше, чем при статическом действии той же нагрузки [Helsen J.A., Breme H.J., 1998].
Таким образом, при жевательной циклической нагрузке можно ожидать увеличения напряжения в материале имплантата до 200 МПа при воздействии силы в 400 N и даже до 500 МПа при 1000 N.
Воздействие многократно повторяющейся переменной нагрузки резко снижает прочность всех материалов. Снижение прочности при действии циклических нагрузок называется усталостью материалов. При циклических нагрузках разрушение материала происходит в результате постепенного развития трещин. Природа усталостного разрушения обусловлена особенностями молекулярного и кристаллического строения вещества. Например, отдельные кристаллиты металлов обладают неодинаковой прочностью в различных направлениях, поэтому при определенном напряжении в некоторых из них возникают пластические деформации, которые при повторных циклических нагрузках повышаю хрупкость в отдельных участках материала. В итоге при большом числе повторений нагрузки на одной из плоскостей скольжения кристаллов появляются микротрещины. Возникшая микротрещина становится сильным концентратором напряжений и местом окончательного разрушения материала, даже в тех случаях, когда величина напряжения меньше предела прочности материала. Поэтому переломы имплантатов могут происходить и под воздействием жевательной силы, не превышающей средний физиологический уровень.
Теоретические расчёты и опытные испытания показали, что под воздействием внешней аксиально-направленной силы, достигающей 800-1100 N, в дентальном имплантате могут возникать механические напряжения от 200 до 250 МПа, а при увеличении этой силы до 1860 N они возрастают до 420 МПа. На основании этих расчётов становится очевидным, что необходимым 2-3-кратным запасом прочности обладают биотолерантные (сталь и кобальтохромовый сплав) и биоинертные материалы – например, титан и его сплавы.
Алюмооксидная керамика, биометаллы и биостекло – достаточно жёсткие материалы менее, чем металлы подвержены упругой деформации; следовательно, они являются более хрупкими и имеют меньший запас прочности. Поэтому керамические дентальные имплантаты в настоящее время используются редко, а имплантаты из биологически активных стёкол применяются в основном для установки в лунки удалённых зубов с целью профилактики резорбции, прогрессирующей атрофии и деформации альвеолярных отростков.
Биофункциональная оценка имплантационных материалов
Согласно закону Гука механическое напряжение прямопропорционально относительной деформации. Исходя из этого закона, можно проследить зависимость величины напряжения в материале имплантата и окружающей его кости от модуля упругости материала: чем выше значения модуля упругости материала, из которого изготовлен имплантат, тем выше уровень напряжения, возникающий при действии окклюзионной нагрузки в окружающей кости.
Поэтому модуль упругости является одним из основных показателей функциональной пригодности имплантационного материала.
Качественная оценка материалов, служащих для изготовления внутрикостных имплантатов, проводится с помощью индекса биофункциональности [Helsen J.A., Breme H.J., 1998]:
BF = o/E,
где о – усталостная прочность материала, Е – модуль Юнга.
На основании расчётов при помощи этой формулы можно сделать вывод о том, что титан и его сплавы, имеющие достаточную усталостную прочность и значения модуля упругости в раза меньшие по сравнению с биотолерантными металлами и почти в раза меньшие, чем у различных видов керамики, обладают более приемлемыми биофункциональными свойствами.
1.2. Проблемы и перспективы современной имплантологии
Имплантация занимает особое место в оказании высококвалифицированной стоматологической помощи. Цель имплантологии не только в том, чтобы восстановить функции, ощущение комфорта, анатомии лица, но и в том, чтобы вернуть человеку привлекательность и здоровье.
Имплантация – это метод вживления искусственного корня (имплантата) в верхнюю или нижнюю челюсть. Имплантаты используются в качестве опор, на которые фиксируются либо коронки (полноценно заменяющие утраченные зубы), либо съемные или несъемные зубные протезы. Конструкция имплантата состоит из двух основных частей – самого имплантата, который представляет собой титановый винт, вживляемый в челюсть хирургическим путем и абатмента, изготовленного также из титана, который присоединяется к имплантату после периода приживления (рис. 1).
Клиническое применение имплантатов в качестве самостоятельных протезов или дополнительных опор для мостовидных или съемных протезов выявило ряд преимуществ перед традиционным зубным протезированием:
– Возможность замещать дефекты зубного ряда без обточки соседних зубов.
– Возможность исключить съемные протезы при замещении концевых дефектов.
– Возможность изготовления несъемных протезов большой протяженности.
– Возможность изготовления несъемных протезов при полном отсутствии зубов или значительное улучшение фиксации полных съемных протезов.
– Отсутствие необходимости сохранять зубы с сомнительным периодонтальным прогнозом.
Внедрение в кость имплантатов позволяет остановить потерю кости в области отсутствующего зуба (зубов), т. к. кость, лишенная функциональной нагрузки быстро атрофируется.
Рис. 1. Типичная конструкция имплантата, состоящая из двух основных частей – самого имплантата, (титановый винт) и абатмента, изготовленного также из титана, который присоединяется к имплантату после периода приживления.
Поверхность, образуемая жевательными поверхностями коренных и режущими поверхностями передних зубов, называется окклюзионной. Положение зубных рядов в стадии их смыкания называют окклюзией. Различают четыре вида окклюзии: центральную, переднюю и две боковые.
Костный орган состоит из надкостницы, костной ткани, хряща, сосудов и нервов. Кость является самым значительным резервом минералов и важнейшим органом минерального обмена веществ. Она покрыта надкостницей, которая выполняет функцию питания костной ткани и принимает активное участие в образовании, росте и регенерации кости. Кость состоит из компактного и губчатого слоев.
Компактный слой представляет собой слоистую структуру, которую пронизывают сосуды, связывающие сосуды надкостницы и капилляры губчатого слоя. Губчатый слой находится внутри кости и представляет собой трехмерную сеть балочных и пластинчатых структур – трабекул.
Современное представление об имплантации
Профессор P. Branemark посвятил 30 лет своей деятельности изучению такого феномена как остеоинтеграция. Под его руководством был открыт механизм взаимодействия имплантата с окружающими тканями и сформулированы необходимые условия достижения остеоинтеграции [Branemark P., 1988].
Что же такое остеоинтеграция?
Остеоинтеграция – это анатомическая и функциональная прямая связь (стыковка) между изменяемой живой костью и поверхностью имплантата, на которую приложена функциональная нагрузка. Это означает, что жевательные силы оказывают непосредственное влияние на кость посредством поверхности имплантата. Остеоинтеграция поддерживает нормальную жизнедеятельность кости. Имплантат, передавая механическое напряжение на кость, имитирует похожую нагрузку, возникающую в случае, когда имеются зубы. Это заставляет «работать» кость и предупреждает её рассасывание (атрофию), которое происходит при утрате зубов.
Что бы ни являлось причиной костной раны (перелом, аутотрансплантация костной ткани или же обработка кости борами для создания ложа под имплантат), схема заживления костной ткани одинакова. Единственное условие – используемый материал (имплантат) должен быть полностью инертным и не вызывать иммунологического ответа. Поэтому не прекращаются поиски новых материалов для изготовления имплантатов. Самыми распространенными являются титан, золото, никель-хром-ванадиевые сплавы, но есть и другие биосовместимые материалы.
Клинические исследования показали эффективность и перспективность применения имплантатов с биологически активным пористо-порошковым покрытием. При введении в костную ткань таких имплантатов происходит эффективное прорастание кости в поры покрытия. Это обеспечивает прочное и длительное закрепление имплантата и нормальное функционирование его в организме. На титановую основу имплантата с помощью технологии плазменного напыления наносится переходный слой из порошка титана, а затем слой биологически активной керамики.
Благодаря распределению керамики по пористой структуре металла достигается прочное сращивание с костной тканью реципиента, что позволяет рассматривать данную систему как идеальную для внутрикостной имплантации.
Для внутрикостной имплантации стали применяться неорганические составляющие костной ткани – гидроксиапатит (ГА) и трикальцийфосфат (ТКФ). Данные материалы, особенно первый, обладают не только прекрасной биосовместимостью, но и способностью легко рассасываться в костной ткани, активно стимулируя при этом костеобразование.
Применение титановых имплантатов с плазменным гидроксиапатитным покрытием показало повышение остеоинтегративных свойств. Это было установлено путем исследований.
Рис. 2. Возможные этапы остеоинтегративного процесса
1. Зона кость имплантат
3. Образование трабекулярной кости
4. Образование ламилярной кости
5. Неудача нектоз
Несмотря на атравматическое приготовление костного ложа для имплантата, в зоне кость/имплантат существует некроз костной ткани (результат травмы при сверлении и установке имплантата-фикстуры), равный приблизительно 1 мм. Но в дальнейшем вокруг кости начинается процесс регенерации, в результате которого образуется трабекулярная кость, еще очень слабая, чтоб выдержать функциональную нагрузку.
Следующий период заживления – это образование ламмелярной кости, которая заполняет пространство между костью и имплантатом (остеоинтеграция). Это уже зрелая, крепкая кость, способная выдержать жевательную нагрузку. Для ее образования нужно приблизительно 18 недель. Если не выдержать определенные сроки вокруг имплантата начнется некроз и как следствие – подвижность имплантата, а значит неудача остеоинтеграции.
Конец ознакомительного фрагмента.