автор Воложин Григорий Александрович

Методы модификации поверхности дентальных имплантатов.

     Большинство производимых в мире имплантатов сконструированы из титана и его сплавов. Причем это актуально не только для дентальных имплантатов, но и для имплантатов, замещающих минерализованные ткани других областей скелета. Титановые сплавы, главным образом титан-алюминий-палладиевый сплав (также называемый Grade 5)  могут обладать улучшенными прочностными характеристиками, но из-за содержания токсичных примесей их использование в настоящее время ограничено в пользу 4-х типов коммерчески чистого титана (Steinemann S., 2000). Несмотря на присутствие несколько большего содержания легирующих элементов в своем составе,  подавляющее большинство имплантатов в мире изготавливается из коммерчески чистого титана Grade 4, физико-механическими параметры которого наиболее совершенны (табл.1).

 

Элемент	Grade 1, %	Grade 2, %	Grade 3, %	Grade 4, %	Ti-6Al-4V, %
Азот	0,03	0,03	0,05	0,05	(0,05)
Углерод	0,1	0,1	0,1	0,1	(0,1)
Водород	0,015	0,015	0,015	0,015	(0,015)
Железо	0,2	0,3	0,3	0,5	(0,4)
Кислород	0,18	0,25	0,35	0,5	(0,2)
Алюминий	нет	нет	нет	нет	(5,5-6,75)
Ванадий	нет	нет	нет	нет	(3,5-4,5)
Титан	остальное	остальное	остальное	остальное	остальное

 

Таблица 1 Химический состав титана по ISO 5832/II и ASTM F 67-89.

 

   Эта высокореакционная группа металлов способна при контакте с кислородом или тканевыми жидкостями формировать буквально за наносекунды на своей поверхности стойкую оксидную пленку, толщиной 4-5 нанометра. Этот эффект безусловно играет благоприятную роль для функционирования дентальных имплантатов, так как минимизирует биокоррозионные процессы самих имплантатов. Известно, что при плотном погружении имплантата в костное ложе происходит истирание и повреждение оксидной пленки, в таком случае она легко образуется вновь, этот процесс получил название репассивирование поверхности.    

   Качественные и количественные показатели остеоинтеграции напрямую зависят от топографии поверхности имплантата и ее химического состава. Технологические усилия по оптимизации поверхности имплантата должны строиться на научных предпосылках, в основе которых лежит предельно ясное понимание, какие параметры микроструктуры поверхности имплантата способны влиять на остеоинтегративные процессы. Здесь уместно остановиться на этих факторах.

         А. Гидрофильность поверхности.

   Данный фактор обладает существенным влиянием на остеоинтеграцию. Гидрофильная поверхность является более предпочтительной по сравнению с гидрофобной, так как наблюдается повышенная  способность поверхности имплантата взаимодействовать с биологическими жидкостями, клеточными элементами, что имеет особенное значение на ранних этапах остеоинтеграции (Buser D, et al., 2004; Zhao G et al., 2005). Степень гидрофильности поверхности измеряется методом определения контактного угла (краевого угла смачивания) (краевого угла смачиваемости), и может варьировать от 0^◦ (гидрофильная) до 140^◦ (гидрофобная) (Buser D. et al., 2004). В недавно проведенных исследованиях на лабораторных животных было показано, что гидрофильная поверхность SLA имплантатов Straumann способствует увеличению общего числа контактов на границе имплантата и костной ткани по сравнению с обычной поверхностью SLA (Buser D, et al., 2004; Bagno A, et al., 2004; Giavaresi G, et al., 2003). Тем не менее, предыдущие исследования в соавторстве с Albrektsson не отразили наличие значимых отличий степени остеоинтеграции имплантатов с гидрофильной и негидрофильной поверхностью (Carlsson L et al., 1989; Wennerberg A et al., 1991). 

Б. Шероховатость поверхности

   В зависимости от своей выраженности, которая может варьировать в широком диапазоне, данный показатель подразделяется на макро-, микро-, и наношероховатость (Cochran DL et al., 1998; Wennerberg A et al., 1998).  

    Макроскопический уровень топологии характеризуется размером неровностей в пределах от миллиметра до долей микрона. В ряде работ продемонстрировано, что высокая степень шероховатости поверхности оказывает положительное влияние на механическую стабильность имплантата как в момент его установки, так и в отдаленные сроки функционирования (Buser D et al., 1991; Gotfredsen K et al., 1995; Wennerberg A et al., 1996).  Развитый рельеф поверхности имплантата способствует тому, что микронеровности на его поверхности служат своего рода замком (сцеплением) между новообразованной костной тканью и поверхностью самого имплантата. Однако следует иметь в виду, что значительная шероховатость создает предпосылки для адгезии микроорганизмов вокруг имплантатов, развития периимплантитов, способствует “утечке” ионов металлов и их соединений и диффузии в окружающие ткани (Becker W et al., 2000). Умеренно выраженная шероховатость с размером неровностей 1-2 микрона может нивелировать эти два нежелательных явления (Albrektsson T. et al., 2005).

   Микроскопический уровень шероховатости отражает микрогеометрию поверхности имплантата с размером неровностей от 1 до 10 мкм. Такой диапазон обеспечивает максимальную степень сцепления между имплантатом и минерализованной костной тканью. Экспериментальные исследования указывают на то, что рельеф поверхности, характеризующийся наличием полусферических пор глубиной около 1,5 мкм и 4 мкм в диаметре можно считать оптимальным для остеоинтеграции (Hansson S et al., 1999). Наибольшие преимущества в клинической практике имплантаты с развитым микрорельефом поверхности приобретают в условиях компрометированного состояния воспринимающего костного ложа,  что наблюдается при системном остеопорозе, других метаболических расстройствах минерализованных тканей. По данным Testori T и Conner et al., установка коротких имплантатов с развитым микрорельефом при дефиците костной ткани челюстей, приводит к лучшим клиническим результатам по сравнению с гладкими имплантатами той же длины (Testori T. et al., 2001; Conner K. et al., 2003). Серия научных публикаций свидетельствует о наличии максимального количества контактов между костным ложем и внутрикостной частью имплантата с указанными характеристиками шероховатости. Имплантаты с такими характеристиками шероховатости демонстрируют наибольшее сопротивление при выполнении теста на выкручивание, что также можно расценивать как положительный признак. Однако клинические данные выглядят не столь обнадеживающими. Esposito et al. не отметил статистически достоверной разницы в клинике при использовании имплантатов с разном типом поверхности (Esposito M et al., 2005).

   Организация поверхности на наноуровне играет важную роль в регуляции процессов адсорбции на поверхности имплантата биологических субстанций, таких как фибронектин, компонентов поврежденных клеток и крови, что впоследствии отражается на интенсивности миграции, дифференциации и пролиферации остеогенных клеток (Brett P.M. et al., 2004). К сожалению, химические способы обработки поверхности для контролируемого формирования поверхности с нужной трехмерной организацией на наноуровне являются несовершенными. Также нерешенным остается вопрос выбора поверхности с оптимальной топологией на наноуровне в контексте усиления адгезии клеток остеобластной линии на поверхности имплантата.

   Широкий спектр способов химического и физического воздействия на поверхность имплантата требует определенной систематизации используемых методов. Для этих целей считаем целесообразным условно разделить все многообразие способов модификации поверхности дентальных имплантатов на 2 основные группы:

 - обработка поверхности имплантата определенными химическими и физическими факторами;

 - нанесение на поверхность имплантата биоактивных веществ, способных влиять на остеогенез в области костно-имплантационного интерфейса.

 

 

2.1. Модификация поверхности имплантата посредством ее обработки химическими и физическими факторами

 

2.1.1 Титаноплазменная обработка

    Процесс титаноплазменного напыления заключается в создании плазменной струи, вводе в нее титанового порошка, расплавлении и разгоне частиц, их движении в потоке плазмы и осаждении на поверхности имплантата. Находясь в расплавленном состоянии, частицы титана соприкасаются с положкой, конденсируются и сливаются друг с другом, формируя пленку толщиной около 30 мкм. Для того, чтобы поверхность имплантата стала однородной, толщина поверхностного слоя должна достигать 40-50 мкм. В результате этой процедуры образуется шероховатая поверхность со средним размером неровности около 7 мкм, что существенно увеличивает площадь поверхности имплантата. Доклинические исследования на минисвиньях свидетельствуют об ускорении остеогенеза на границе костной ткани и имплантатов, прошедших такого рода обработку по сравнению с гладкими имплантатами, топография которых не предполагает наличия шероховатостей более 0,2 мкм. Среди негативных факторов, относящихся к данному методу следует отнести возможное попадание  следов титана в окружающие ткани. Кроме того, описаны случаи обнаружения титановых частиц в отдаленных тканях и органах - в печени, в селезенке, в скоплениях макрофагов и даже в парааортальных лимфоузлах (Urban RM et al., 2000). Высвобождение ионов металла с поверхности имплантата может быть следствием диссолюции (растворения) металла, его истирания и коррозии. Этот фактор должен, безусловно, приниматься во внимание, так как предполагается, что описанный процесс оказывает неблагоприятное, в том числе канцерогенное воздействие на местные ткани и на системный статус организма в целом (Browne M. et al., 2000; Martini D. et al., 2003). Тем не менее, единого мнения по поводу влияния ионов титана на местные ткани пока не выработано.

   Сравнительное исследование, проведенное Roccuzzo et al не показало существенной разницы в клинической эффективности между имплантатами c поверхностью  SLA (Straumann) и имплантатами, обработанными титаноплазменным методом (Roccuzzo M. et al., 2001). Процент костно-имплантационных контактов, при сопоставлении имплантатов, с напылением гидроксиапатита плазменным методом и имплантатов, обработанных титаноплазменным методом наблюдался выше в последней группе, что нашло отражение в доклиническом исследовании (Taba Junior M. et al., 2003; Ong JL et al., 2004).             

 

2.1.2. Воздушно-абразивная (дробеструйная) обработка.

   Одним из общепринятых способов формирования поверхности имплантата с развитой шероховатой топографией является воздушно-абразивная обработка. Метод заключается в нагнетании на поверхность имплантата твердых керамических частиц с большой скоростью в струе сжатого воздуха. Степень шероховатости поверхности будет зависеть главным образом от дисперсности используемых частиц. Известно, что контаминация поверхности имплантата может препятствовать остеоинтегративным процессам, поэтому для избежания загрязнения обрабатываемой подложки, необходимо чтобы материал, из которого изготовлены гранулы был химически стабильным. В качестве материалов для воздушно-абразивной обработки используют оксид алюминия, оксид титана и частицы кальций-фосфатной керамики.

    Наиболее распространенным материалом для дробеструйной обработки является оксид алюминия (Al₂O₃). Регулировать свойства получаемой поверхности можно путем гранулометрического анализа, который позволяет подобрать частицы алюмоксидной керамики необходимой дисперсности. Следует иметь ввиду, что обладающие высокой кинетической энергией частицы, нередко, ударяясь о поверхность имплантата, внедряются в нее и сохраняются на ней, несмотря на последующую ультразвуковую очистку, кислотное травление и стерилизацию. В некоторых случаях, после установки имплантата, эти частицы выделяются в окружающие ткани и оказывают влияние на остеоинтегративные процессы. Более того, такая химическая гетерогенность поверхности имплантата может негативно сказываться на коррозионной устойчивости титана в тканях (Aparicio C et al., 2003).  

    Как уже было сказано, помимо оксида алюминия для воздушно-абразивной обработки используется также оксид титана. Частицы оксида титана со средней дисперсностью в 25 мкм способны формировать поверхность с размером неровностей в пределах от 1 до 2 мкм. Экспериментальное исследование, в котором сравнивались имплантаты машинной обработки и имплантаты, обработанные дробеструйным методом частицами TiO₂ показало, что их установка приводит к образованию значительно большего количества костно-имплантационных контактов наблюдаемых на микроструктурном уровне (Ivanoff C.J. et al., 2001). Другие авторы также разделяют эту точку зрения (Rasmusson L. et al., 2001). Более высокая состоятельность имплантатов, обработанных дробеструйным методом в течение 10 лет функционирования говорит о высокой клинической эффективности этого метода (Gotfredsen K. et al., 2001; Rasmusson L. et al., 2005).

         Важным клиническим и рентгенологическим критерием успеха имплантологического лечения является уровень краевой резорбции костной ткани вокруг имплантата. В области имплантатов, обработанных дробеструйным методом, указанный параметр был достоверно ниже, чем в контрольной группе, что является подтверждением результативности этой технологии (van Steenberghe D. et. al., 2000; Astrand P. et al., 1999). Wennerberg et al. в эксперименте на кроликах продемонстрировал примерно одинаковое количество костно-имплантационных контактов в области имплантатов обработанных частицами TiO₂ и Al₂O_3. При этом механическая стабильность тех и других имплантатов была существенно выше гладких имплантатов, изготовленных методом фрезерования (Wennerberg A. et al., 1999). В этой работе было показано, что сила вкручивния обработанных имплантатов повышалась пропорционально увеличению степени шероховатости, в то время как объем новообразованной костной ткани вокруг имплантатов значительно не менялся. Проведенные указанными авторами исследования подтверждают положение о том, что увеличение шероховатости имплантата повышает его механическую фиксацию, но не влияет на биологический аспект стабильности имплантата (Abron A et al., 2001).  

     С точки зрения оптимизации условий прикрепления остеогенных клеток к поверхности имплантата и последующего костеобразования, известно, что поверхность должна быть изотропной (одинаковой топологии во всех направлениях) и характеризоваться равномерной пористостью. Такая поверхность может формироваться воздушно-абразивным методом с использованием частиц TiO2 размером от 60 до 90 мкм в диаметре (Mustafa K. et al., 2001). Предполагается, что более грубая поверхность, полученная с применением частиц диаметром 300 мкм (с параметром Sa 1,4) не дает никаких преимуществ, в контексте формирования костной субстанции, так как при таком подходе могут превышаться оптимальные параметры шероховатости. Согласно одной из теорий, остеобласты, размер которых находится в диапазоне от 10 до 12 мкм не в состоянии распознавать    образовавшиеся в результате такой обработки относительно крупные микронеровности, и теряют способность к фиксации, распластыванию и, как следствие к дифференцировке.    

    Эффективным способом формирования развитого микрорельефа поверхности имплантата является дробеструйная обработка гранулами на основе фосфатов кальция, в первую очередь гидроксиапатита и трикальцийфосфата. К достоинствам этих веществ относят высокую биосовместимость, резорбируемость и выраженные остеокондуктивные качества (Novaes A. et al., 2002; Piatelli M. et al., 2002; Mueller W.D. et al., 2003).

 

2.1.3. Кислотная обработка поверхности имплантатов (кислотное травление)

     Как и дробеструйная обработка, травление высококонцентрированными растворами кислот, осуществляется с целью придания поверхности имплантата развитой, шероховатой топографии. Для этого используются следующие кислоты: HCl, H₂SO₄ , HNO и HF. Кислотное травление приводит к образованию на поверхности имплантата микроскопических пор, размер которых находится в пределах от 0,5 до 2 мкм в диаметре (Massaro C. et al., 2002; Zinger O. et al., 2004). Улучшение показателей остеоинтеграции под воздействием кислотного травления является подтвержденным фактом (Wong M. et al., 1995). Погружение на несколько минут титанового имплантата в раствор, содержащий концентрированную смесь HCl и H₂SO₄, нагретую до температуры более 100⁰С (так называемое двойное протравливание) приводит к образованию выраженной пористости поверхности имплантата. Описанный метод обработки позволяет повысить остеоинтегративный потенциал поверхности имплантата, что подтверждается            клиническими наблюдениями в течение 3 лет (Cho S.A. et al., 2003). Обнаружено, что двойное протравливание имплантата усиливает остеокондуктивные свойства поверхности, в частности за счет возрастания степени адгезии фибрина и остеогенных клеток в ходе контактного остеогенеза (Park J.Y. et al., 2000). В частности описан процесс образования грубоволокнистой костной ткани (остеоида) с тонкими трабекулами на поверхности таких имплантатов (Trisi P. et al., 2003). Некоторые экспериментальные исследования демонстрируют большее количество костно-имплантационных контактов и меньший уровень краевой костной резорбции, у имплантатов прошедших двойное протравливание поверхности, чем у фрезерованных имплантатов и имплантатов обработанных титано-плазменным методом (Davies J.E. et al., 1998; Trisi P. et al., 2002). Большое внимание уделяется совершенствованию методов кислотной обработки. Основные усилия направлены на создание наиболее благоприятных условий для фиксации к поверхности имплантата остеогенных клеток, что способно положительно повлиять  на формирование кости de novo в зоне имплантации (Trisi P. et al., 2002; Trisi P. et al., 2003). Доказано, что наибольшая гидрофильность поверхности достигается путем двойного кислотного протравливания имплантата с использованием нагретого раствора -  таким образом формируется гомогенная поверхность с открытой пористостью (Cochran D.L. et al., 2002). Высокая гидрофильность такой поверхности способствует более интенсивному оседанию фибрина, что, в свою очередь, оказывает положительное влияние на миграцию и адгезию остеогенных клеток (Novaes Jr A.B. et al., 2004; Papalexiou V. 2004). Как уже было сказано ранее, в одной из экспериментальных работ проведенных на минисвиньях показано, что известный в плане своей информативности показатель - количество костно-имплантационных контактов был выше в той группе, где использовались имплантаты с гидрофильной поверхностью, чем в группе с обычными имплантатами, обработанными дробеструйным методом или методом кислотного протравливания.

   Альтернативными химическими агентами для воздействия на поверхность имплантата являются фторсодержащие растворы. Титан легко взаимодействует с фтористыми соединениями, образуя растворимую соль - фторид титана (TiF₄). Имеются предположения, что погружение имплантата во фтористый водород (возможно плавиковую кислоту) способствует не только формированию развитого микрорельефа поверхности имплантата, но также приводит к встраиванию ионов фтора в структуру имплантата, что несомненно является положительным фактором для дальнейшей остеоинтеграции (Ellingsen JE et al., 1995, 2004). Показано, что  дифференциация остеобластов на поверхности имплантатов прошедших такого рода химическую обработку происходит интенсивнее, чем на контрольных образцах (Cooper L.F. et al., 2006). Сопротивление при выполнении теста на выкручивание имплантатов, обработанных фтористым водородом также выше по сравнению с имплантатами контрольной группы. Таким образом, можно предположить, что указанный метод обработки способен придавать поверхности имплантата биоактивные свойства.

      К недостаткам метода можно отнести потенциально негативное влияние химического воздействия кислот на прочностные характеристики имплантата. Наиболее опасным явлением считается появление такого нежелательного явления как «водородная» хрупкость или «охрупчивание» металла, приводящее к образованию множественных микротрещин на поверхности имплантата, снижая усталостную прочность внутрикостной   части имплантата. Действительно, экспериментальные данные подтверждают способность титановых конструкций, находящихся в биологической среде абсорбировать ионы водорода. «Водородная» хрупкость чаще всего соотносится с формированием так называемой хрупкой (непрочной) гибридной фазы, приводящей к снижению пластических характеристик титана. Этот феномен необходимо учитывать c позиций  выявления причин перелома титановых конструкций в условиях функционирования имплантатов в ротовой полости (Yokoyama K. et al., 2002).

 

2.1.4. Обработка имплантатов методом анодирования (анодного оксидирования)

    Получение поверхности с микро- и нанопористым рельефом возможно путем потенциостатического или гальваностатического анодирования титановой поверхности, находящейся в среде сильных кислот (H2SO4, H3PO4, HNO3, HF) с высокой плотностью тока (200 A/m²) или напряжения (100V). Следствием анодирования является получение поверхности имплантата с толщиной оксидной пленки более 1000 нм. Присутствие электролита, а именно сильных кислот приводит к тому, что под воздействием электрического тока происходит растворение оксидной пленки в одних участках поверхности и утолщения ее в других. Растворение оксидной пленки происходит по ходу так называемых линий конвекции и вызывает образование в этих зонах микро- и нанопористости титановой поверхности (Sul Y.T. et al., 2001, 2005; Xiropaidis A.V. et al., 2005; Huang Y.H. et al., 2005). Известно, что анодирование приводит к изменению микроструктуры поверхности и степени  кристалличности поверхностного оксидного слоя (Sul Y.T. et al., 2002). Следует отметить, что анодное оксидирование достаточно сложный процесс и его действие зависит от многих параметров, из которых следует выделить плотность тока, концентрацию кислот, состав и температуру электролита.

     Результатом анодного оксидирования титановой поверхности является улучшение биомеханических характеристик костно-имплантационного взаимодействий, выражаемых в значительном упрочнении фиксации имплантата в костной ткани за счет увеличения количества контактов между имплантатом и костной тканью, что подтверждено гистологически (Sul Y.T. et al., 2002; Rocci A. et al., 2003).  По данным Jungner et al., состоятельность имплантатов с поверхностью, подвергнутой  анодному оксидированию была выше по сравнению с имплантатами контрольной группы, в которой использовались необработанные фрезерованные имплантаты того же размера и формы (Jungner M. et al., 2005). Клиническое превосходство имплантатов с анодированной поверхностью может быть интерпретировано надежным механическим сцеплением, образующимся путем прорастания костной ткани в поры на поверхности имплантата и биомеханической связью костной ткани с анодированным титаном (Schupbach P. et al., 2005). Изменение химического состава поверхности имплантата после анодирования заключается в инкорпорации ионов магния, кальция, натрия и фосфора (Sul Y.T. et al., 2002, 2004). Имеются данные, демонстрирующие, что включение ионов магния в оксидный слой поверхности приводит к  большему сопротивлению имплантата при выполнении теста на выкручивание по сравнению с имплантатами, поверхность которых инкорпорирована другими ионами.    

 

2.2 Нанесение на поверхность имплантата биоактивных веществ для оптимизации процессов остеоинтеграции

 

Неорганические вещества

2.2.1 Напыление кальцийфосфатной керамики

  Различают следующие типы фосфатов кальция: 1) Трикальцийфосфаты (ТКФ);  2) Гидроксиапатит; 3) Тетракальцийфосфат. Кальций-фосфатные соединения обладают выраженными остеогенными свойствами, обеспечивают адгезию белков и костных клеток, поддерживают ионные и ковалентные связи с микрофагами кости. Степень биосовместимости кальцийфосфатных материалов зависит от его стехиометрии, кристалличности и пористости. В клинической практике наиболее широко применяются два вида кальцийфосфатной керамики: гидроксиапатит и трикальцийфосфат. Последний подвергается биодеградации значительно быстрее, чем гидроксиапатит.

После введения в ткань кальцийфосфатных материалов происходит нормальный процесс заживления (de Groot K. et al., 1998). При этом фиброзная ткань образуется в небольшом количестве, и материал может непосредственно контактировать с костью.

   Кальцийфосфатные соединения резко усиливают прочность соединения с костью. Область сцепления представляет собой тонкий (Daculsi G. et al., 2003) интерфейс между имплантатом и костью, который содержит высоко минерализированные субстанции и практически свободен от коллагеновых волокон. Недостатком такой остеоинтеграции является то, что окклюзионная нагрузка может вызвать разрушение костного ложа имплантата из-за отсутствия амортизации. К достоинствам трикальцийфосфатной керамики следует отнести  высокую биосовместимость, интеграцию материала с мягкими тканями и костью, минимальную термо- и электропроводность, наиболее близкий к костной ткани модуль эластичности (30-120 GPa) и предельная гибкость (15-120 MPa). Также это один из тех материалов, которому посвящено большое число исследований и публикаций.  

  Существует множество методов формирования пористых биоактивных покрытий на поверхности имплантатов (клеевой метод, метод изостатического прессования, метод накатки, метод синтеза, электрохимический метод, метод литья по выплавляемым моделям, метод напыления, плазменное нанесение и др.).

Необходимым условием для начальной стадии остеоинтеграции является наличие на поверхности внутрикостного имплантата кровяного сгустка (Davies J.E. et al., 2005). В состав сгустка, помимо фибрина, входят тромбоцитарные факторы роста, в том числе трансформирующий фактор роста – бета, эпидермальный фактор роста, сосудистые факторы роста, инсулиноподобный фактор роста и др. Эти факторы инициируют заживление костной ткани, способствуют активации макрофагов, усиливают ангиогенез, стимулируют образование коллагеновой матрицы. Важно отметить, что литература изобилует сообщениями, констатирующими повышенную адгезию белковых субстанций к поверхности имплантатов, покрытых кальций-фосфатными материалами. In vivo, биоактивные покрытия усиливают пролиферацию и дифференцировку остеобластов, синтез внеклеточного матрикса (Morris H.F. et al., 2000). Повышенное оседание костных клеток и факторов роста на поверхности кальций-фосфатных покрытий обусловлено их аффинностью с белковыми молекулами воспринимающего ложа. Данное взаимодействие выражается сложными химическими процессами: ковалентные и ионные связи > действие электростатических сил > водородные связи, включенные в гидрофильные группы, такие как – ОН, – СООН, – NH2 > гидрофобные взаимодействия (например, адсорбция гидрофобных веществ в воде) > Вандервальсовы силы.        

    Оседаемые на поверхности имплантата факторы роста играют одну из основополагающих ролей в заживлении костной раны. Эти факторы постоянно находятся в нативной кости и являются медиаторами клеточной пролиферации и дифференциации, ангиогенеза и минерализации, как при физиологических условиях, так и при репаративной регенерации костной ткани. Находясь в зоне повреждения, они не только привлекают остеогенные клетки-предшественники, но и стимулируют синтез костных коллагеновых белков остеобластами и пополняют их количество за счет воздействия на дифференцировку их предшественников – остеопрогениторных клеток.

    Кальцийфосфатные покрытия не лишены некоторых недостатков (Wheeler S. et al., 1996; Chang Y.L. et al., 1999). К наиболее существенным из них следует отнести возможность отслаивания покрытия от титановой подложки в процессе функционирования имплантата, несмотря на надежную интеграцию гранул материала с окружающей костной тканью. Природа этого нежелательного эффекта определяется наличием недостаточно прочной связи между различными фазами фосфатов кальция на поверхности имплантата (Lee J. et al., 2000). Гидроксиапатит, напыленный на поверхность имплантата плазменным методом, как правило, представлен крупными кристаллизованными частицами, “замурованными” в аморфную высокорастворимую фазу вещества (Tinsley D. et al., 2001).

     Отслаивание покрытия от титановой подложки также может происходить непосредственно в момент установки имплантата, особенно при несоответствии размера имплантата и костного ложа, или в условиях высокой плотности костной ткани. Весьма проблематично также добиться удовлетворительных характеристик поверхности при выполнении плазменного напыления фосфатами кальция тонких имплантатов и имплантатов, имеющих сложную форму. 

    Новые возможности открываются с развитием, так называемой, биомиметической технологии формирования кальцийфосфатного покрытия на поверхности имплантата. С появлением данного метода стало возможным получение тонкого минерального слоя октакальция фосфата - Ca₈H₂(PO4)₆,5H₂O, принимающего участие в образовании костной ткани, а также B-карбонизированного апатита имеющего близкую к натуральной минеральной фазе костной ткани структуру и архитектонику. Указанные  неорганические компоненты не присутствуют на поверхности, сформированной плазменным методом. Принципиальное “ноу-хау” данного метода является то, что формирование поверхности осуществляется в два этапа, в условиях, близких к физиологическим. Сущность технологии заключается в следующем. В ходе подготовительного этапа, после последовательной ультразвуковой очистки образцов 70% этиловым спиртом, ацетоном и деминерализованной водой, проводится 10-минутное протравливание поверхности образцов смесью, состоящей из 2 мл 40% плавиковой кислоты (HF) и 4 мл 66% азотной кислоты (HNO₃) в 1000 мл воды. Далее образцы с шероховатой поверхностью при температуре 37⁰ С на 24 часа погружаются в так называемый “раствор симулирующий тканевую жидкость (РСТЖ)”,  состав которой представлен в таблице 2.  

                    

 

	Na (+)	K(+)	Mg (2+)	Ca (2+)	Cl (-)	HPO4 (2-)	SO4  (2-)	HCO3 (-)
ПКЧ	142.0	5.0	1.5	2.5	103.0	1.0	0.5	27.0
РСТЖ 0	142.0	5.0	1.5	2.5	147.8	1.0	0.5	4.2
РСТЖ 1	140.4	—	—	3.1	142.9	1.86	—	—
РСТЖ 2	140.4	—	1	3.1	142.9	1.86	—	—
РСТЖ 3	140.4	—	—	3.1	142.9	1.86	—	5

Таблица 2 Неорганический состав (mМ) плазмы крови человека (ПКЧ) и растворов симулирующих тканевую жидкость (РСТЖ).

 

  Предварительно точно взвешенные соли (±0.01 g) (reagent grade; Merck, Amsterdam) растворяются в деминерализованной воде. Кальцифицированные растворы были забуферены до физиологического значения рН 7.40 при комнатной температуре с Tris-HCl 50 mM. Затем раствор фильтруется через 0,22 мкм мембрану (Millipore, Etten-Leur).

  Вторая фаза иммерсии образцов производится в полистироловых пробирках, содержащих один из РСТЖ (1-3). Пробирки герметично запечатываются и помещаются в откалиброванную водяную баню и термостатируются в ней при температуре 37◦ С. Через 48 часов иммерсии образцы извлекаются, отмываются деминерализованной водой и высушиваются на воздухе.

   Исследование Barrere F. et al., (1999) показало, что характер покрытия в значительной степени зависит от состава РСТЖ. Иммерсия образцов в РСТЖ1 приводит к осаждению на поверхности имплантата эпитаксиального слоя кристаллов октакальция фосфата. Присутствие в составе РСТЖ ионов магния и карбоната оказывает заметное, но разнонаправленное влияние на структуру поверхности. Добавление магния в состав РСТЖ приводит к образованию низкокристаллического кальций-дефицитного магнийсодержащего слоя апатита на поверхности титана. B-карбонизированный апатит преципитирует на поверхности имплантата путем присоединения ионов карбоната в кристаллическую решетку октакальция фосфата. 

 

 

Органические вещества

 

2.2.2 Нанесение хитозана на поверхность имплантата

 Хитозан (1-4,2-амино-2-деокси-b-D-глюкан) - биополимер, деацетилированное производное полисахарида хитина, является одной из биологически активных субстанций, интерес к которой последние годы возрастает. Перспективы применения этого вещества - имплантология, тканевая инженерия и разработка средств для доставки лекарственных препаратов в органы и ткани. Это вещество встречается в наружном скелете некоторых ракообразных, кутикуле насекомых, клеточной стенке грибов и в планктоне. Хитозан имеет поликатионную углеводородную структуру, сходную с гиалуроновой кислотой и глюкозаминогликанами и продукты его деградации - сахариды и гликозиды могут присоединяться к гликопротеидам или выделяться в виде диоксида углерода (Suh F.J.K. et al., 2000). Биологические эффекты хитозана на ткани включают ингибирование пролиферации фибробластов, стимуляцию миграции полиморфноядерных и прогениторных клеток, активизацию роста нервной и сосудистой ткани (Lahij A. et al., 2000). Кроме того, хитозан способствует формированию костной и хрящевой ткани, кожи, обладает антибактерильным действием. Указанные свойства делают хитозан перспективным материалом для применения в качестве поверхностно - активного агента в дентальной имплантологии.

    Считается, что усиление адгезии клеток на поверхности имплантатов, покрытых хитозаном, объясняется наличием в составе этого вещества  аминогрупп, имеющих катионную природу. Prasitsilp et al.  указали на более высокую степень адгезии мышиных фибробластов и клеток почек хомяков к хитозану со степенью деацетилирования 86-90% с высоким содержанием D-глюкозамиа по сравнению с хитозаном со степенью деацетилирования 76 – 81% (Prasitslip M. et al., 2000).  Chatelet et al. обнаружили, что уровень адгезии кератиноцитов и фибробластов к хитозановой пленке со степенью деацетилирования более 85% наблюдался выше, чем к хитозановой пленке с более низкой степенью деацетилирования (Chellat et al., 2000). Интересно, что фибробласты фиксировались лучше кератиноцитов. Однако кератиноциты опережали фибробласты по пролиферативной активности  на хитозановых пленках с высоким уровнем деацетилирования. Авторы предположили, что слишком сильная адгезия фибробластов способствует ингибированию их пролиферации. Указанные данные свидетельствуют о том, что возрастание степени деацетилирования приводит к повышению плотности положительного заряда хитозана, повышая его способность к привлечению отрицательно заряженных клеток. Данный факт может играть значительную роль в формировании тканевого ответа при раневом процессе, так как известно, что введение в рану хитозана с высокой степенью деацетилирования неизбежно приводит к образованию соединительнотканного рубца.

Было обнаружено взаимодействие между положительно заряженным хитозановым полимером и имеющими отрицательный заряд компонентами эритроцитов и тромбоцитов, отвечающими за коагуляцию и гемагглютинацию  в процессе формировании сгустка (Rao et al., 1995). В дальнейшем, этими исследотелями было продемонстрировано, что в результате химической и лучевой стерилизации, а также автоклавирования происходит уменьшение гидрофильности хитозана, что, в свою очередь, понижает уровень гемолиза эритроцитов. К сожалению, эти авторы не обозначили степень деацетилирования используемого в своем исследовании хитозана.

   Предположение о том, что хитозан усиливает остеоинтегративные процессы подтверждают Bumgardner et al. (2003) показав, что по сравнению с непокрытыми образцами, покрытие имплантатов хитозаном способствует усилению прикрепления человеческих эмбриональных палатинальных мезенхимальных клеток, увеличивает степень адсорбции альбумина и фибронектина на своей поверхности.  

 

2.2.3 Нанесение морфогенетических белков на поверхность имплантата

    Запуская каскад реакций, данные сигнальные молекулы (костные морфогенетические белки, КМБ), относящиеся к суперсемейству трансформирующих факторов роста β, играют одну из ключевых ролей в остеоинтеграции, начиная от первичного тканевого ответа и до завершения вторичной перестройки. Обычно факторы роста подразделяют по функции в зависимости от того, на какое звено репарации они воздействуют: на дифференцировку клеток или на их пролиферацию. Влияние данных полипептидных факторов является дозозависимым и меняется в зависимости от концентрации того или иного фактора в тканях.     

    Данные многофункциональные молекулы способны вызывать эктопическое костеобразование и модулировать экспрессию остеобластами некоторых белков. Останавливаясь на воздействии КМБ на процессы остеоинтеграции, следует заметить, что эти факторы способствуют усилению экспрессии на поверхности клеток остеобластической линии специфических рецепторов, способствующих адгезии клеток к поверхности имплантатов. К примеру, известный в плане своих функций КМБ-2, оказывает интенсивное воздействие на цитоскелет остеобластных клеток, на организацию внеклеточного матрикса и усиливает степень прикрепления клеток к поверхности титана. Кроме того, известны работы, показывающие возможность внедрения КМБ-2 в состав биоактивных покрытий на поверхности титана, при этом вещество сохраняло свою активность. 

     Хотя эти субстанции и носят название костных белков, их активность не ограничивается воздействием на костную ткань. КМБ-1 не участвует в росте и дифференцировке остеогенных клеток, он является протеазой, расщепляющей волокна проколлагена, и вынесен в отдельную группу. Несколько не типичную активность проявляет КМБ-3 (остеогенин). В отличие от всех остальных белков семейства КМБ, данный полипептид в серии экспериментов вел себя как ингибитор остеогенеза, выступая в роли антагониста других КМБ (Aaron Daluiski et. al., 2001). КМБ-7, известный также как остеогенетический протеин-1, изначально был идентифицирован как регулятор формирования хрящевой и костной ткани. В дальнейшем было установлено, что этот белок стимулирует рост, хемотаксис, дифференцировку и апоптоз разных типов клеток, в том числе эпителиальных, мезенхимальных, гемопоэтических и нервных. Кроме того, этому медиатору приписывают протективное воздействие на почечную ткань и активное участие в морфогенезе этого органа (Zeisberg M., 2006). 

    Отличительной особенностью костных морфогенетических белков от других факторов роста, является их свойство трансформировать клетки соединительной ткани в остеопрогениторные, чего не было замечено при изучении инсулиноподобного, фибробластного, эпидермального и других факторов роста. Таким образом, эти вещества не только обладают стимулирующим эффектом на митотическую активность клеток, способствуя их делению, но и влияют на морфогенез ткани. Реализуется это путем связывания костных морфогенетических белков со специфическими рецепторами, которые бывают двух типов - рецепторы КМБ тип – 1 и рецепторы КМБ тип – 2 и находятся на поверхности остеопрогениторных клеток. На сегодняшний день идентифицировано как минимум 3 разных варианта рецепторов 2 типа, способных взаимодействовать с остеоиндуктивными молекулами КМБ, включая  КМБ-2, 4 и 7. 

     На рынке костнопластических материалов сравнительно недавно был апробирован препарат нового поколения, имеющий в своем составе костный морфогенетический белок. Препарат Infuse (Medtronic Sofamor Danek) выпускается в форме коллагеновой губки, несущей рекомбинантный  КМБ-2, синтезируемый клетками яичников китайского хомяка. Клетки яичников китайского хомяка – проверенная временем, безопасная модель, функционирующая как своего рода фабрика для синтеза разных белков. Полученный в результате успехов генной инженерии рекомбинантный КМБ-2 очищается методом ультрафильтрации и затем подвергается лиофильной сушке. Для практической работы препарат поставляется в форме белого кристаллического порошка, который перед применением необходимо смочить стерильной водой  в течение 5 минут. Затем он помещается на носитель, к которому фиксируется в течение 15 минут. В настоящее время на препарат получено разрешение для использования в общей ортопедии, в частности для лечения дегенеративных изменений межпозвоночных дисков. Сейчас проходят испытания по использованию препарата в имплантологии для поднятия дна верхнечелюстной пазухи (Jensen O.T., 2006).  

    Формированию биоактивных покрытий с выраженными остеоиндуктивными свойствами посвящено много работ. Одним из наиболее исследуемых агентов в этой области является КМБ-2. Практическая привлекательность данного вещества встречает значительные технологические сложности на пути их  применения. Актуальной проблемой является выбор способа нанесения КМБ-2 на поверхность имплантата.  Указанные белковые молекулы обладают низкой афинностью к металлическим сплавам и при прямой импрегнации поверхности имплантата биоактивным веществом, в состав которого входит КМБ, они быстро растворяются в тканевой жидкости и затем инактивируются специфическими белками - ноггинами. Этот процесс может занимать от нескольких часов до нескольких дней, что не позволяет раскрыть весь свой терапевтический потенциал. Для устранения этого эффекта,  некоторыми авторами была предпринята попытка увеличения концентрации КМБ на поверхности имплантата до нефизиологических границ, что не привело к желаемому результату, по причине сохранения ускоренных темпов высвобождения белковых молекул в ткани. Такой стремительный выход большого обьема данной водорастворимой субстанции в ткани приводит к активному связыванию белковых молекул костным коллагеном и другими белками внеклеточного матрикса, минимизируя действие КМБ на процессы остеогенеза. Дополнительным недостатком является то, что КМБ в высоких концентрациях в тканях, помимо некоторого усиления остеогенеза в зоне имплантации, способствует привлечению и активации действия остеокластов, значительно усиливая резорбцию костной ткани и оказывая каталитический эффект на покрытие имплантата, если такое имеется. Более высокую афинность, по сравнению с металлической поверхностью, КМБ проявляют к кальцийфосфатным материалам, которые могут выступать в роли трехмерной матрицы для переноса биологически активной субстанции с поверхности имплантата в ткани. В таком случае высвобождение биологически активной субстанции в окружающую среду происходит постепенно и со значительно меньшей скоростью. Благодаря развитию технологии получения биомиметического покрытия, о котором уже говорилось в предыдущем разделе, стало возможным не просто наносить, а внедрять в структуру кальцийфосфатной кристаллической сетки на поверхности имплантата КМБ, позволяя добиться еще более дозированного высвобождения биоактивного вещества в ткани. В эксперименте показано, что этот процесс происходит синхронно с растворением кальцийфосфатной матрицы на поверхности имплантата. Это означает, что через 5 недель при деградации 60% аморфного фосфата кальция, нанесенного на поверхность имплантированных под кожу лабораторным животным титановых дисков, на поверхности имплантата остается аналогичный уровень КМБ-2. Диффузия в ткани большей части этой белковой субстанции напрямую обусловлена остеокластической резорбцией минеральной матрицы на поверхности имплантата. Этот процесс имеет общую природу с клеточно-тканевыми взаимодействиями в период ремоделирования костной ткани, когда деградация минеральной матрицы идет параллельно с высвобождением из нее факторов роста. 

      Китайские ученые в ходе эксперимента на белых японских кроликах провели сравнительный анализ остеоинтегративных показателей обычных имплантатов и имплантатов, импрегнированных 2 мл стерильной воды, содержащей 1.0 мг рекомбинантного КМБ-2 в течение 30 минут (Lan J. et al., 2007). Было выявлено, что через 12 недель после имплантации, при выполнении теста на выкручивание имплантатов из препаратов (pull-out test), прилагалась большее усилие при выкручивании имплантатов с модифицированной поверхностью по сравнению с неимпрегнированными имплантатми - 36.5 ± 2.02N против 27.63 ± 1.31N соответственно. Это свидетельствует о более стабильной фиксации имплантатов, поверхность которых пропитана рекомбинантным БМП-2. Гистоморфометрическое исследование с подсчетом маркированных костных участков, прилежащих к имплантату также отобразило более высокие показатели в основной группе (15%) по сравнению с контрольной (11%), что свидетельствует об ускоренном созревании и минерализации костной ткани вокруг имплантатов, импрегнированных биоактивным веществом. 

      С использованием гистоморфометрического метода, этой же группой авторов проведено сопоставление поверхностей, импрегнированных различными биоактивными веществами. 64 титановых имплантата стандартного размера, покрытых  слоем  полилактидной кислоты, были установлены в бедренную кость 16 взрослым белым японским кроликам. Все имплантаты были разбиты на 4 равные группы. 1-я группа состояла из имплантатов, смоченных 2 мл стерильной воды, насыщенной 1,0 мг рекомбинантного БМП-2 и 200 микрограммами рекомбинантного фактора роста фибробластов (bФРФ). Имплантаты 2-й группы были смочены тем же составом, но в отличие от 1-й группы жидкость содержала вместо bФРФ - 250 микрограмм человеческого рекомбинантного инсулиноподобного фактора роста - I (ИФР-I). В 3-ю группу вошли имплантаты смоченные 2 мл стерильной воды, включающей рекомбинантный БМП-2. 4-я группа была контрольной, имплантаты погружались в чистый раствор стерильной воды без биоактивных компонентов. Импрегнация всех имплантатов в растворе продолжалась в течение 30 минут, после чего проводилась лиофилизация образцов и их консервация при температуре -20◦С. Для оценки степени костеобразования, в течение периода приживления имплантатов животным вводились флуоресцентные костные маркеры. Через 4 месяца после имплантации проводилось  внутривенное вливание кальценина зеленого из расчета 20 мг на кг веса животного. Через 8 недель после имплантации выполнялась внутривенная инъекция 20 мг ализарина красного на кг веса животного. Через 12 недель после начала эксперимента животные выводились из эксперимента, и проводилась количественная оценка степени костеобразования в области имплантатов. Имплантаты извлекались вместе с окружающими тканями и немедленно фиксировались в 10% растворе забуференного формалина при температуре 4◦С на 7 дней. Образцы дегидратировались возрастающей от 70% до 100% концентрацией спирта и погружались в метилметакрилатную пластмассу. После полимерилизации проводилось нарезка образцов алмазным диском на шлифы толщиной 50 мкм вдоль длинной оси имплантата. Изучение образцов проводилось при помощи конфокального лазерного сканирующего микроскопа.

    В результате подсчета была выявлена статистически достоверная разница между образцами из разных групп. Новообразование костной ткани во 2-й группе (БМП-2+ИФРI) было достоверно выше, чем в 3-й (БМП-2), причем различия наблюдались как спустя 4 недели, так и через 8 недель после имплантации. В 1-й группе (БМП-2+bФРФ) количество новообразованной костной ткани также было выше, чем в 3-й (БМП-2), но статистически достоверная разница отмечалась лишь через 8 недель после имплантации. Выраженного отличия между 1-й и 2-й группой не отмечалось, хотя через 4 недели эксперимента незначительно большее количество новообразованной кости наблюдалось во 2-й группе. 4-я группа (контрольная) продемонстрировала наихудшие показатели.

     Значение факторов роста и в частности костных морфогенетических белков трудно переоценить. Тем не менее, следует констатировать, что клиническое применение имеет некоторые ограничения. Молекулы КМБ передают своим мишеням очень тонкие, короткие сигналы, инициируя каскад клеточно-тканевых реакций. Эти эффекты значительным образом варьируют в зависимости от типа клеток, их местоположения и окружения, стадии их дифференциации и что особенно важно от наличия других морфогенетических белков в зоне их активности. Именно поэтому не вызывает удивления тот факт, что каждый фактор сам по себе не приводит к многократному усилению интеграции имплантатов в костной ткани.

 

2.2.4. Нанесение адгезивных молекул на поверхность дентальных имплантатов

    Большое количество исследований посвящено изучению влияния адгезии клеток на поверхности имплантатов на их дифференциацию и последующую пролиферацию. Возможным способом потенцирования адгезии клеток остеобластического ряда является иммобилизация на поверхности имплантата пептидов, содержащих аргинин-глицин-аспартатовую кислоту (Rezania A., Healy K.E., 1999). Исследования последних лет показали, что тетра-клеточные молекулы адгезии, являющиеся адгезивными субстанциями, способствуют дифференциации остеобластоподобных клеток, культивированных на неорганическом костном минеральном матриксе бычьего происхождения. Тетра-клеточная молекула адгезии является рекомбинантным белком, содержащим аргинин-глицин-аспартатовую последовательность в десятом типе III домена, пролин-гистидин-серин-аргинин-аспарагиновую  последовательность в девятом типе III домена фибронектина и тирозин-гистидиновую последовательность и глутаминовую кислоту-пролин-аспартатовую кислоту-изолюцин-метиониновую последовательность fas-1 домена βig-h3. Аргинин-глицин-аспартатовая последовательность способна связываться с некоторыми интегринами на поверхности клеток, один из наиболее значимых из них - α5β1. Это взаимодействие свидетельствует о стимуляционном эффекте данной последовательности на адгезию остеобластоподобных клеток (M. Kantlehner et.al., 2000). Пролин-гистидин-серин-аргинин-аспарагиновая последовательность девятого типа III домена оказывает синергическое действие в контексте усиления адгезионной аффинности аргинин-глицин-аспартатовой последовательности. Имеются данные о том, что обе эти последовательности тетраклеточной молекулы распознаются интегрином α5β1 на поверхности остеобластоподобных клеток (Aota S. et al., 1994). βig-h3 - белок клеточной адгезии, включает 4 внутренних повторяющихся домена, носящего название fas-1. Экспрессия этого домена в некоторых клеточных типах в значительной степени индуцируется трансформирующим фактором роста β. Недавно проведенное исследование продемонстрировало, что применение неорганического костного минерального матрикса бычьего происхождения в комплексе с субстратом на основе тетраклеточных молекул адгезии при замещении дефектов костной ткани черепа кроликов оказывает значительное стимулирующее воздействие на формирование минерализованной костной субстанции (J.H. Lee et al., 2006).

     Учеными из института Daegu (Южная Корея) изучены биологические эффекты применения тетраклеточных молекул адгезии на поверхности микропористых дентальных имплантатов. В качестве изучаемых явлений отслеживалось влияние данного вещества на периимплантационный остеогенез в условиях компрометированного состояния костного ложа. Имплантаты устанавливались в метафиз бедренных костей, который характеризуется малым количеством губчатого вещества. Имплантаты устанавливались с минимальным уровнем первичной стабильности, что достигалось путем формирования канала с незначительно большим диаметром по сравнению с диаметром имплантата. В контрольной группе использовались имплантаты из коммерчески чистого титана (Grade 2) обработанного воздушно-абразивным методом частицами гидроксиапатита с размером гранул 100 мкм. Затем проводилось пассивирование поверхности азотной кислотой в соответствии со спецификацией ASTM (American Society for Testing and materials). Имплантаты, используемые в основной группе, после описанного процесса обработки, помещались в фосфатно-буферную среду. Иммерсия проводилась при комнатной температуре в течение 24 часов из расчета 100 мкг раствора тетраклеточных молекул адгезии на один квадратный миллиметр поверхности имплантата. В ходе ранее проведенных исследований именно эта концентрация тетраклеточных молекул адгезии доказала свою максимальную эффективность по отношению к дифференцировочному потенциалу остеобластоподобных клеток. Для удаления не прикрепившихся молекул, в процессе иммерсии каждый имплантат трехкратно промывался фосфатно-буферным раствором, затем высушивался в камере приграничным (ламинарным) потоком воздуха в течение 24 часов. Шероховатость имплантатов основной и контрольной группы не отличалась, что подтверждено данными профилометрии. Все имплантаты стерилизовались гамма облучением.

   В эксперименте использовались 7 взрослых белых Новозеландских кролика, которым устанавливались в каждую бедренную кость по одному имплантату. Превышения размера препарируемого ложа по отношению к апикальному диаметру имплантата соответствовало 0,15 мм. Приближаясь к апикальной части имплантата, ширина зазора уменьшалась, что позволяло добиться минимальной стабильности имплантата. Такое взаимоотношение достигалось путем использования специально разработанных костных фрез. Рана ушивалась наглухо.

   Гистоморфометрическое исследование показало, что заживление костной раны протекало без каких-либо особенностей и не сопровождалось воспалительной реакцией. Через 8 недель заживления, имплантаты как основной, так и контрольной группы имели контакт с кортикальной пластинкой в области верхней части имплантата, также определялось новообразование костной ткани в области костномозгового участка.

 

2.3 Способы модификации поверхности, предложенные ведущими производителями дентальных имплантатов

 

2.3.1 Поверхность SLA и SLActive компании Straumann.        

   Поверхность SLA (название покрытия) получается путем обработки поверхности имплантата воздушно-абразивным методом крупнозернистыми частицами корунда размером от 0,25 до 0,5 мм. В результате поверхность приобретает макрошероховатый рельеф. После механической обработки, имплантат на несколько минут погружают в емкость, содержащую высококонцентрированную смесь кислот (HCl/H₂SO₄), повышая при этом температуру. В результате на поверхности имплантата образуются микроуглубления и кратеры, 2-4 мкм в диаметре, наслаивающиеся (экспонирующиеся) на микронеровности, сформированные на этапе воздушно-абразивной обработки. При этом поверхность не становится микропористой, таким образом, не приводя к образованию закрытых полостей, делающих поверхность более уязвимой к бактериальной инвазии.

   Методом рентгеновской фотоэлектронной спектроскопии было выявлено, что полученная SLA поверхность является чистым оксидом титана (TIO₂). Этот метод отслеживает первые несколько атомарных слоев химического состава поверхности, то есть тех слоев, которые непосредственно участвуют во взаимодействии с тканево  й жидкостью и клетками.   

   Поверхность SLActive представляет собой модифицированной вариант поверхности SLA. Гидрофильность и химическая активность данной поверхности достигается путем обработки имплантата в присутствии газовой среды (атмосферы) азота (N2)  и последующим погружением его в контейнер, содержащим изотонический раствор хлорида натрия. Имеются данные, свидетельствующие, что присутствие на титановой поверхности изотонического раствора NaCl обеспечивает протективное воздействие по отношению к карбонатам и органическим примесям, содержащимся в атмосфере. Поверхность при этом остается чистой и сохраняет свою активность (Buser et al., 2004). Рентгеновская фотоэлектронная спектроскопия демонстрирует более низкий уровень контаминации модифицированной поверхности инородными веществами. Содержание карбоната на поверхности SLA соответствует уровню контаминации этого вещества на других коммерчески доступных видах поверхностей, контактирующих в течение определенного промежутка времени с атмосферным кислородом. Высокая гидрофильность поверхности SLActive доказана методом определения контактного угла.

 

2.3.2 Поверхность TiOblast и OsseoSpeed компании Astra Tech. 

  Поверхность TiOblast получается методом дробеструйной обработки частицами диоксида титана. Данный способ обработки поверхности появился в 1990 году и стал предшественником появившегося позже метода получения поверхности OsseoSpeed. В результате воздушно-абразивной обработки имплантата (Grade 4) частицами диоксида титана (TiO₂) размером 25 мкм,  формируется рельеф поверхности умеренной шероховатости с параметром Sa равным 1.10 мкм (Wennerberg,  Albrektsson, 2000). Этот способ модификации поверхности приводит к формированию топологии с высокой степенью однородности рельефа. На высокую эффективность данного метода указывают исследования, демонстрирующие более высокий уровень костно-имплантационных контактов и степень регенерации костной ткани в области дефектов, по сравнению с имплантатами машинной обработки. Также имплантаты с поверхностью TiOblast отличаются более высокой механической стабильностью в костной ткани, что подтверждается методом резонансного анализа (скорости проведения резонанса – frequency resonance analysis).

   Дальнейшим развитием технологии TiOblast стало изменение физико-химических свойств  поверхности имплантата методом фторирования разведенной фтористоводородной кислотой (Ellingsen, 2004). В одной из работ было показано, что модификация поверхности имплантата методом фторирования значительно повышает фиксацию имплантатов конической формы у кроликов через 4 и 8 недель их приживления (Ellingsen, 1995). Изучение показателей остеоинтеграции при помощи световой микроскопии выявило, что модифицированная фтором поверхность характеризуется более плотным контактом с костной тканью, по сравнению с немодифицированной поверхностью. В исследованиях in vitro было продемонстрировано, что фтор-модифицированная титановая поверхность адсорбирует на себе кристаллы фосфата кальция (CaP) из растворов, насыщенных этими веществами. Данный феномен не наблюдался на поверхности нефторированных имплантатов.

   Хорошо известно, что фтористые соединения способны стимулировать новообразование костной ткани, в первую очередь за счет усиления пролиферации  остеобластов (Bellows C.G. et al., 1990). Предполагается, что этот эффект основывается на способности выделения фтора с поверхности имплантата в результате фосфат-обменных реакций на раннем этапе раневого процесса на границе имплантата и костной ткани. Таким образом, поверхность имплантата, за счет своей афинности к кальций-фосфатным соединениям, выступает в роли объекта для преципитации этих веществ, усиливая костно-имплантационные взаимодействия и, как следствие, повышает стабильность самого имплантата.

 

2.3.3 Поверхность TiUnite компании Nobel Biocare

   Анафазная форма диоксида титана (TiO2) является одной из наиболее распространенных кристаллических форм TiO2. Как правило, эта форма диоксида титана получается методом термического оксидирования (окисления) титана или методом анодирования. Данная форма диоксида титана демонстрирует фотокаталитическую активность при облучении ультрафиолетом A, что лежит в основе его бактерицидных свойств, способности к деконтоминации и значительно повышает степень его гидрофильности.

      Поверхность TiUnite получается методом анодирования – электрохимического процесса, приводящего к  увеличению толщины и шероховатости оксидной пленки на поверхности имплантата. Имплантат погружается в электролит и становится анодом в электрохимической ячейке. Когда к образцу прикладывается потенциал, через ячейку пропускается ионный транспорт заряда и на аноде происходит электролитическая реакция, приводящая к утолщению оксидной пленки. Данная технология применяется для производства имплантатов Branemark System (Nobel Biocare USA, Yorba Linda, CA) – анодированных имплантатов из коммерчески чистого титана. Шероховатость имплантатов, обработанных по технологии TiUnite возрастает от 1 до 2 мкм (расстояние от вершины до дна микронеровности) в коронарной части имплантата и от 7 до 10 мкм в апикальной его части. Название используемого в данной технологии электролита, компания-производитель не раскрывает.     

 

2.3.4. Поверхность Osseotite и Nano tite компании 3i.

   Данные методы обработки имплантатов разработаны компанией Implant Innovations, Inc. (Palm Beach Gardens, FL). Технология Osseotite сводится к двойному протравливанию шероховатой поверхности имплантата растворами кислот – 15% HF и затем смесью кислот H₂SO₄/HCL в соотношении 6:1 при повышении температуры от 60 до 80⁰С в течение от 3 до 10 минут.  

   Сравнительный мультицентровой мета-анализ выживаемости имплантатов обработанных машинным методом и имплантатов, обработанных по технологии Osseotite в условиях низких качественных характеристик костной ткани показал преимущество имплантатов с модифицированной поверхностью Osseotite. Приведенные данные основываются на 8 проспективных исследованиях, анализирующих статистику состоятельности 2614 имплантатов Biomet 3i обработанных машинным методом, установленных в 22 частных и университетских клиниках и 2288 имплантатов с поверхностью Osseotite, установленных в 25 медицинских центрах. Срок наблюдения составил 4 года. В результате было установлено, что во всех типах кости общая выживаемость имплантатов, обработанных машинным методом составила 92,7% за 4 года. Причем имплантаты данного вида установленные в костную ткань средней и высокой плотности продемонстрировали 93,6% кумулятивного уровня выживаемости против 88,2% имплантатов, установленных в рыхлую костную ткань. Данный показатель для имплантатов Osseotite составил 98,4% в условиях высокой минеральной плотности костной ткани против 98,1% в рыхлой костной ткани. Указанный анализ указывает, что эффективность имплантатов Osseotite практически не зависит от качественных характеристик костной ткани и в целом они демонстрируют более высокую состоятельность, чем имплантаты, обработанные машинным методом.                

автор Воложин Григорий Александрович