 |
автор Воложин Григорий Александрович Основные показатели остеоинтеграции 1.1 Определение остеоинтегации Последние годы отмечается ежегодный рост количества операций по установки дентальных имплантатов как в нашей стране, так и за рубежом. По данным Millennium Research Group, только в США с 1983 по 2002 год количество ежегодно установливаемых имплантатов возросло более чем в 10 раз и достигло цифры 700 000 имплантатов в год (Millennium Research Group, 2003). Успехи современной имплантологии во многом объясняются прогрессом в области биотехнологии и материаловедения. Наиболее приемлемым типом взаимодействием между имплантатом и костной тканью принято считать остеоинтеграцию. Существуют разные определения этого понятия. С точки зрения пациента конструкция может считаться остеоинтегрированной в том случае, если внутрикостная опора зубного протеза не имеет признаков даже минимальной подвижности при отсутствии боли и воспаления. С биологической и медицинской точки зрения, взяв за основу микро- и макроскопический статус на границе имплантата и костной ткани, остеоинтеграция определяется как непосредственная аппозиция новой и реорганизовавшейся костной ткани конгруэнтно поверхности имплантата, со всеми ее неровностями. Оценивая такое взаимодействие с помощью световой микроскопии, должно наблюдаться прямое структурное и функциональное взаимодействие между имплантатом и костной тканью, без признаков интерпозиции фиброзной ткани. При этом обеспечивается распределение адекватной физиологической нагрузки на окружающие ткани, не вызывая их чрезмерной деформации и не инициируя реакцию отторжения. С позиций биомеханики опора может считаться остеоинтегрированной в том случае, если перемещение между имплантатом и нативной костной тканью при функциональной нагрузке происходит в пределах физиологического уровня и соответствует аналогичным величинам, как и при непосредственном воздействии на костную ткань (Branemark, 2005). Sennerby et al. (1991) с помощью световой и трансмиссионной электронной микроскопии провели структурный анализ показателей остеоинтеграции на примере 7 удаленных клинически стабильных остеоинтегрированных дентальных имплантатов системы Бранемарк, функционировавших от 1 до 16 лет. На ультратонких декальцинированных сечениях, изготовленных фрактурным методом и методом электрополировки, было обнаружено, что витки резьбы имплантата были окружены компактной костной тканью, пронизанной системой гаверсовых каналов. С помощью морфометрического метода было выявлено, что от 79 до 95% пространства вокруг имплантата занято минерализованной костной субстанцией, а общий объем костно-имплантационных контактов вокруг резьбы имплантата занял 56-85%. Важно отметить, что объем минеральной составляющей не достигал 100% ни в области одного образца, что отображает нормальное строение костной ткани, включающей не только минерализованный костный матрикс, но и мягкие ткани, такие как сосудистая ткань и костный мозг. Обнаружено, что минеральный матрикс тесно прилегает к поверхности имплантата, при этом тенденция к снижению минеральной фазы по мере приближения к поверхности имплантата не наблюдается. Во всех образцах определялось наличие тонкого, шириной 100-400 нм слоя аморфного вещества между поверхностью имплантата и минеральной костной субстанцией. Предполагается, что частью этого аморфного вещества является слой протеогликанов, толщина которого приблизительно соответствует 20-40 нм. Также, согласно опубликованным данным, аморфный слой отделяет от поверхности имплантата не только минеральный матрикс, но и островки мягких тканей там, где они представлены, показывая, что этот слой не является специфичным по отношению к минеральной костной субстанции. В другом гистоморфометрическом исследовании проводилась количественная оценка параметров остеоинтеграции на примере 33 удаленных остеоинтегрированных имплантатов Nobelpharma (Albrektsson T et al., 1993). Было показано, что вдоль поверхности имплантата наблюдалось в среднем около 80% костно-имплантационных контактов. Площадь костной ткани вокруг имплантата также соответствовала около 80%. Авторы указывают, что показателем надежной остеоинтеграции является наличие костного вещества вокруг имплантата не менее 60% периимплантационной плотности. Албректсон – представитель шведской школы научно-доказательной имплантологии определил, что под остеоинтеграцией следует понимать непосредственный контакт между живой костной тканью и имплантатом, наблюдаемый на микроскопическом уровне. Этот исследователь предложил парадигму, включающую шесть основных факторов, необходимых для успешной остеоинтеграции: имплантационный материал; дизайн имплантата; качество поверхности; ортопедическая нагрузка; хирургическая техника; состояние костной ткани.
1.2 Тканевой ответ в области имплантации. Остеоинтеграция металлического имплантата в костной ткани и адаптация его «трансмукозной» части в мягких тканях подразумевает целый комплекс физиологических реакций, напрямую зависящих как от свойств поверхности, так и от метаболической активности воспринимающего ложа. По данным различных авторов процесс образования кости de novo на поверхности имплантата происходит путем контактного и дистантного остеогенеза. При дистантном остеогенезе образование костных структур происходит со стороны поверхностных слоев старой костной ткани в периимплантационной области. Эта костная поверхность обеспечивает область остеогенеза популяцией остеогенных клеток, продуцирующих новый костный матрикс, ориентированный в направлении поверхности имплантата. Определяющим моментом здесь является факт отсутствия процессов формирования костной субстанции непосредственно на поверхности самого имплантата, что, тем не менее, не мешает ему в дальнейшем тесно контактировать с костной тканью. Дистантный остеогенез чаще всего наблюдается при репаративных процессах в кортикальном слое кости, так как дефицит васкуляризации этой области, как правило, усугубляется травмой при препарировании костной ткани во время имплантации. Гибель костной субстанции кортикального слоя вокруг имплантата сопровождается миграцией остеокластов из подлежащего костномозгового компартмента, что приводит к инициации процессов ремоделирования, которые, однако, происходят довольно медленно (Davies JE, 2003). В отличие от дистантного остеогенеза, при контактном остеогенезе новообразование костной субстанции происходит непосредственно на поверхности самого имплантата. Этот механизм реализуется по аналогии с процессами остеокондукции, в ходе которых поверхность имплантата выполняет роль пассивной матрицы для остеогенеза. В таком случае происходит миграция клеток-предшественников на поверхность имплантата со стороны материнского ложа, которые начинают дифференцироваться в зрелые остеобласты, секретирующие костный матрикс на поверхности имплантата. Очевидно, что в разных участках периимплантационной области процессы дистантного и контактного остеогенеза происходят параллельно. Следовательно, одна из задач, современной имплантологии стоит в выборе такой поверхности дентального имплантата, которая бы создавала рациональные условия для контактного остеогенеза, как наиболее оптимального механизма образования органотипичного костного вещества на поверхности имплантата.
Условно процесс образования кости de novo можно разделить на 3 этапа:
Активируясь локальными и системными факторами, главным образом провоспалительными цитокинами и гормонами, в зону имплантации начинают мигрировать остеокласты, секретируя лизосомальные ферменты, в первую очередь кислую фосфатазу. В непосредственной близости от имплантата образуется слой некроза, ширина которого составляет от 100 до 500 микрон, причем имеются убедительные данные, показывающие, что если ширина этой зоны больше 500 микрон, то вероятность последующего окутывания имплантата фиброзной капсулой резко возрастает. Данный показатель зависит от степени хирургической травмы, особенностей воспринимающего ложа и от материала из которого изготовлен имплантат. Параллельно с этим происходит выход незначительного (в пределах порогового уровня) количество ионов металла со стороны имплантата в окружающие ткани. Следует сказать, что частицы титана в костной ткани обнаруживаются даже спустя 3 месяца после имплантации. Исследования последних лет показали, что каскад тканевых взаимодействий, приводящих в конечном итоге к интеграции титанового имплантата, начинает осуществляться с первых секунд после погружения имплантата в тканевое ложе. В считанные секунды происходит осаждение на поверхности имплантата белковой пленки, состоящей из компонентов тканевой жидкости, поврежденных клеток и крови. Во многом этот процесс зависит от характеристик поверхности имплантата, в том числе от степени ее гидрофильности, зета потенциала и плотности поверхностного заряда. Под зета потенциалом понимают меру электрической силы, наблюдающейся между атомами, молекулами, частицами или клетками, находящимися в жидкой среде. Степень зета-потенциала определяет количество вещества, которую может перемещать жидкость. Исследование роли зета потенциала свидетельствует о том, что внеклеточные белки органического матрикса являются в минерализованных тканях основными регуляторами поверхностного заряда. Внеклеточное вещество создает своего рода основу для дальнейшего прикрепления костных клеток и депозиции минерального матрикса в области костно-имплантационного интерфейса. По сути, поверхность имплантата становится самостоятельным биоактивным элементом. Можно сказать что клетка, прикрепляющаяся к поверхности имплантата не является слепой, она как бы видит, распознает поверхность имплантата за счет собственного рецепторного аппарата и специфических лигандов. Прикрепляясь к внеклеточному матриксу, и связываясь друг с другом, клетки формируют на поверхности имплантата непрерывную сеть, формируя тканевые структуры. Соединение клетки с белками внеклеточного матрикса, находящейся на поверхности имплантата, осуществляется с помощью взаимодействия клеточных интегринов и аргинин-глицин-аспартатового комплекса, входящего в состав таких белков как фибронектин, остеонектин, костный сиалопротеин, витронектин, ламинин, коллаген, тромбоспондин. Существуют исследования, свидетельствующие, что покрытие имплантата этим рекомбинантным аминокислотным комплексом усиливает остеогенез на поверхности имплантата. Имеются также данные о синергичном взаимодействии этого комплекса и костных морфогенетических белков. Лиганды, присутствующие на поверхности имплантата адресуют клеткам специфические сигналы, заставляя их прикрепляться, мигрировать, пролиферировать, дифференцироваться, подвергаться структурным изменениям или даже гибнуть. Лигандами могут являться цитокины, гормоны, факторы роста и другие вещества. Репаративный остеогенез как при имплантации, так и при травме костной ткани любого другого происхождения требует привлечения мультипотентных мезенхимальных стволовых клеток. Дифференцировка мезенхимальных клеток по остеогенной линии регулируется системными и локальными факторами. Индукторами и ингибиторами дифференцировки этих клеток на поверхности имплантата могут служить специальные сигнальные молекулы, например костные морфогенетические белки, прикрепляющиеся к клеточным рецепторам мезенхимальных клеток, запуская экспрессию мастер-генов, кодирующих программу дифференцировки прогениторных клеток. Мастер геном, отвечающим за дифференцировку по остеобластной линии является Cbfa-1, который также называют Runt domain factor -2 (Runx-2).
1.3 Методы изучения влияния качественных характеристик покрытия на процессы остеоинтеграции
Наиболее широкое распространение для оценки уровня пролиферации клеток на поверхности имплантата получил так называемый скрининговый МТТ тест. Этот тест основан на способности МТТ-(3-(4,5-диметилтиазолил-2)–2,5-дифенилтетразолий бромид) восстанавливаться в митохондриях живых клеток под действием сукцинатдегидрогеназы до водонерастворимого темноокрашенного формазана. Затем проводится измерение оптической плотности элюата методом спектрофотометрии. Дифференцировочным признаком активности клеток на разных образцах является оценка степени активности щелочной фосфатазы с помощью нитрофенилфосфата. Данный тест проводится в разные сроки культивирования клеток (на 2, 7, 14 сутки) при использовании автоматического анализатора. Данный параметр отображается в единицах активности фермента на 104 клеток. Используется также энзим-связанный иммунохимический метод фенотипирования активности клеток на различных образцах по показателям синтеза белков экстрацеллюлярного матрикса (коллаген I типа, фибронектин, вибронектин, тенасцин). Эти белки выявлялись методом спектрофотометрии элюата клеток, обработанных соответствующими кроличьими антисыворотками и последующей конъюгацией с пероксидазой хрена. Деление клеток оценивается по включению 3H-тимидина в эти клетки. Результаты определяются с помощью радиоактивного β - счетчика, который регистрирует количество клеток с включенным 3H-тимидином. Эффективность прикрепления клеток к поверхности образцов оценивают по количеству прикрепленных клеток, их морфологии, жизнеспособности и распределению по поверхности образца.
К поверхностным материалам, применяемым в дентальной имплантологии предъявляют следующие требования:
Биосовместимость За последние годы в области медицинского материаловедения произошел значительный прогресс, связанный с появлением и внедрением биоматериалов. Наиболее точно характеризует понятие биоматериалы определение, предложенное Национальным Институтом Здоровья (National Institutes of Health, USA). Согласно этому определению, биоматериалами может считаться любое вещество (за исключением лекарства), а также комбинация биологических и синтетических веществ, которые можно использовать в определенный период времени в качестве целого органа (системы) или его части, оказывая при этом лечебную, восстановительную или замещающую функцию для организма. С наступлением эпохи тканевой инженерии и регенеративной медицины определение биоматериалов можно расширить до любого материала, используемого в медицинских приборах, контактирующих с биологическими системами и средами. Тем не менее, было бы наивно предполагать, что внедрение в организм какого-либо объекта может полностью исключать взаимодействие материала с тканями. Материал должен как минимум не препятствовать, а в идеале способствовать течению репаративных процессов в области имплантации. Незначительная по интенсивности воспалительная реакция является естественным и ожидаемым явлением в первые дни после имплантации, в то время как затяжное течение воспалительного процесса может являться следствием низкой биосовместимости материала. Существует несколько определений понятия “биосовместимость”. Согласно одному из них, под биосовместимостью следует понимать способность биоматериала выполнять заданную ему функцию в соответствии с лечебными потребностями, не сопровождаясь при этом какими либо нежелательными местными или системными эффектами в организме, производя при этом благотворное воздействие на тканевом и клеточном уровне в соответствующей ситуации, что выражается в улучшении клинических показателей проводимого лечения (Williams, 2008). Биосовместимость контролируется не одним, а несколькими различными процессами, реализующимися в условиях нахождения биоматериалов в живых тканях. Соответственно в этой системе существует два компонента – материал и организм-реципиент. Принято считать, что как один, так и другой компонент этой системы подвергается реакционным изменениям при взаимодействии друг с другом.
Стерилизуемость. Методы стерилизации дентальных имплантатов включают применение гамма-облучения, обработку газом на основе этиленоксида и автоклавирование. Газовая смесь на основе этиленоксида приводит к гибели практически всех видов микроорганизмов, включая спорообразующие штаммы. Однако в последние годы появились сообщения о возможном генотоксическом эффекте этого агента. Тем не менее, этот метод активно применяется для стерилизации некоторых полимерных материалов, так как при использовании гамма лучей происходит деполимеризация вещества и выделение токсичного газа – формальдегида.
Технологическая воспроизводимость. Несмотря на обилие имплантационных материалов, обладающих высокими характеристиками биосоместимости, далеко не все они имеют оптимальные для промышленного производства параметры. Данное свойство определяется технологической способностью придать материалу нужную для функционирования форму при относительно небольших экономических затратах. автор Воложин Григорий Александрович |
|
|
|
© gvolozhin |