Имплантационные материалы
|
|
Скачать 405.85 Kb.
|
| Имплантационные материалы 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. 4.1. БИОМАТЕРИАЛЫ Основное назначение биоматериалов при имплантации — управление процессами остео-гене-за 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 ауто-трансплантаты кости. Костные аутотранспланта-ты содержат не только генетически идентичные костные морфогенетические белки, остеогенные клетки и остеоциты, вызывающие остеоиндук-цию, но и костный матрикс, обеспечивающий остеокондукцию1'35'95'99'113. Остальным известным на сегодняшний день биологическим материалам присуще только одно из этих свойств (табл. 4-1). Например, остеоиндуктивные свойства имеют обогащенная тромбоцитами плазма крови, содержащая высокую концентрацию остеоиндуктив-ных белков (PDGF, TGF-J3 и IGF-I), а также препараты, содержащие костные морфогенетические беЛКИ35'42'71'104'134' 15° Остеокондуктивными свойствами обладают костные гомо- и гетеротрансплантаты65'104'145. Остеоиндуктивные свойства они утрачивают частично или полностью в процессе обработки и стерилизации31'35. К остеокондуктивным материалам биологического происхождения следует отнести 92 ^ Таблица 4-1 Биологические материалы, применяемые в хирургической стоматологии и имплантологии Свойс Происхождение материала .^........... . Костные аутотран- Кость из различных донорских мест самого пациента сплантаты Обогащенная тромбо- Получают мегодом дифференцийрованного дентрифугиро-цитами плазма крови :;вания]кровй( взятой :у пациента во время операции. Пред-1 ставляет собой фракцию крови Костные морфогенети- Фармакологический препарат получают из обезвоженных и §еские белки замороженных яйцеклеток млекопитающих. Экстрагирован- ный и очищенный препарат представляет собой стерильный лиофилизированный остеогенный протеин-1. Применяется в комбинации с адсорбирующей коллагеновой губкой .- КОСХНЫ.с І.|./лІіСЇТЛ.<�і.НТЗ.ХІ!>І ИЗ Тру.ЛНиГЧ) •ефотрансплантаты кости Костные гетеротран- Лиофилизированные, деминирализованные костные транс- ;ОИНДук-:ные сш сплантаты плантаты из костей животных гаций-карбонатные Получают из кораллов препараты Лиофилизированные протеины матрикса зубной эмали некоторые кальций-карбонатные и кальций-фосфатные 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 поликристаллическую керамику, основу которой составляет кристаллический карбонат кальция — арагонит51'72'104Л32. Химический состав этого материала представлен преимущественно соединением CaCO,j (до 98%) и незначительным количеством Р, Na, К, Mg, F, Си, Zn, Fe, Ni, Co, Cr и Pb (в совокупности не более 2%)І04,І24 Наиболее известные и клинически апробированные материалы на основе кораллов выпускаются под торговыми марками BioCoral® и Interpore 200®, которые достаточно широко ис- пользуются в качестве остеопластических материалов93- 127'ш'ш' 162>167. Получаемые путем химического или термического удаления органических веществ из костной ткани животных биоактивные материалы содержат комбинацию фосфатов кальция и ги-дроксиапатита1'15-104. Наиболее известны из них Bio-Oss® и OsteoGraf/N®. Коллаген может применяться как нативный материал (трансплантаты твердой мозговой оболочки, брюшины или перикарда), так и в переработанном виде (мембраны, гидроксиапатитно-коллагеновые блоки и губка)1-20'36'153. Эмдогейн®— препарат, основу которого составляют производные белков матрикса зубной эмали. Эта группа протеинов отвечает за развитие матрикса эмали зубов, периодонтальной связки и костной ткани альвеол. Препарат об- ^ : 93 ладает остеокондуктивными свойствами. Применяется для пластики костных карманов при заболеваниях пародонта15'75>7Я' °9. ^ Согласно определению W. Wagner 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-остеоиндук-торы130'166. Поэтому подобные свойства присущи только биологическим материалам и препаратам, содержащим эти белки и специфические факторы роста. 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 имплан-тата, с одной стороны, не должен воздействовать на геном клеток организма, ингибировать бел-ки-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. 4.2.1. Биоактивные материалы Биоактивные небиологические материалы — это материалы, которые включаются в ионный обмен и метаболизм костного матрикса и частично или полностью замещаются костной тканью в процессе ее регенерации. Характерной особенностью этих матери-алов является полная либо частичная их деградация (рассасывание) со временем и замещение нормальной костной тканью149. Биоактивными материалами являются кальций-фосфатные соединения, сульфат кальция, биостекло и материалы на основе некоторых высокомолекулярных полимеров. Кальций-фосфатные материалы (трикальций-фосфат и гидроксиапатит) получают не только из биологического сырья, но и методами химического осаждения, синтеза или спекания104-14S. 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 86,104,106,119,126 Создавая оптимальные условия для остеокондукции, гидроксиапатит в то же время подвергается остеокластической резорбции, растворяется в жидкой среде и рассасывается в течение 6-10 мес.34'58-161; причем его резорбция в губчатом слое кости происходит быстрее, чем в компактном125. 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, причем отдельные гранулы или фрагменты блоков, инкорпорированные вновь образованной костью, могут сохраняться на протяжении 3-5 лет12-87. 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 трансформи- руется в гидроксиапатит, а оставшаяся часть растворяется 92'104. Сульфат кальция, или «Парижский пластырь» — один из первых биосовместимых осте-опластических материалов. Впервые был использован Dreesman в 1892 г. для заполнения костных дефектов. Этот материал обладает осте-окондуктивными свойствами, хорошо переносится тканями, резорбируется в течение месяца с замещением костной тканью15-122'123. Сульфат кальция широко используется в оториноларингологии, ортопедии и травматологии52'121. Может применяться при операции синус-лифт, а также хирургическом лечении заболеваний пародонта в качестве остеопластического материала56-14°. Стекло — неорганический твердый материал, состоящий из трех основных химических соединений: SiO2, CaCO3 и Na2CO3. К биосовместимым относятся стекла, в состав которых входят: SiO3 или SiO2 (30-45%), Р2О5 или Р2О2 (6%), СаО (15-25%) и Na2O (около 25 %)15-22'96. 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 еще ряд соединений: Са(РО3)2, MgO, A12O3, Та2О5 и ТЮ2 9-22. Биологическая активность биосовместимых стекол и ситаллов проявляется за счет 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 материала21'46-81'83. Биоактивные полимеры молочной и лимонной кислот применяются в качестве рассасывающихся барьерных мембран15'158. 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 ткани4'30-69'168. 4.2.2. 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 поверх-ность являются простейшей по химическому составу керамикой, имеющей обычные ионные связи. Основу ее составляют оксиды, представляющие собой химическое соединение металла и кислорода. Наиболее известной керамикой из группы биоинертных материалов является алюмооксид-ная (А12О3). Внутрикостные имлантаты, изготавливаемые из оксида алюминия, имеют поли- и монокристаллическую структуру. Алюмооксид-ная керамика с поликристаллической структурой имеет белый цвет; монокристаллическая прозрачна, по химическому составу и структуре идентична сапфиру100-145. Алюмооксидная керамика имеет выраженный отрицательный заряд поверхности за счет радикалов ионов О2~, что связывает молекулы эндогенных протеинов и может обеспечить физико-химическую связь костного матрикса с поверхностью материала89-119'145-169. 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 немагнитен6-80. Широко распространен 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 растениях7-63. Химическое соединение в виде оксида титана было открыто в 1791 г. английским геологом W. Georg, а в 1795 г. немецкий химик М.Н. Klat-proth выделил титан как химический элемент. Спустя сто лет титан стал доступен для промыш- ^ ленной 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 (табл. 4-2). Содержание некоторых других элементов (кальций, алюминий, водород, молибден и др.) в технически чистом титане составляет не более тысячных долей процента6-63. Таблица 4-2 Химический состав различных марок технически чистого титана Марка титана 5832/II (ISO)1 «99,5 0,2 ОД 0,05 0,08 0,013 Grade 2 (ASTM) «99,4 0,25 0,2 0,06 0,08 0,013 ВТ1-0 (ГОСТ)3 = 99,5 0,18 0,12 0,04 0,07 0,010 1 Обозначение марки по стандарту Международной Организации Стандартизации. 2 Обозначение марки Американского Общества Тестирования Материалов. 3 Название марки по ГОСТу 19807-91. 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. Стабильная и плотная оксидная пленка имеет химическую связь с титаном и препятствует дальнейшему взаимодействию ионов этого металла с кислоро- дом, что и обеспечивает его коррозийную устойчивость2-98'129. Оксидный слой на поверхности титана определяет также его умеренно выраженные остео-кондуктивные свойства. Многочисленные исследования показали, что на нем происходит адгезия и связывание белков, а также ионов кальция и фосфора3-101'108'146. Таким образом, оксидная пленка является базой для формирования остеокондуктивной матрицы, на которой может осуществляться митоз остеогенных клеток и последующая жизнедеятельность остеобластов и остеоцитов40'54. Кроме того, оксидный слой создает благоприятные физико-химические условия для образования кальций- и титан-фосфатных соединений непосредственно на поверхности имплантата з,7б,1оз,138 rjpH этом незначительная диффузия ионов титана в окружающие ткани практически не влияет на жизнедеятельность остеобластов, остеоцитов и фибробластов40'53'54. В хирургии титан широко используется с 1952 г., он хорошо изучен и является основным материалом для производства различных имплантатов. Для производства дентальных имплантатов применяется технически чистый титан, а также его сплавы TiAl6V4 и NiTi (никелид титана) (табл.4-3)2'14-16'80. Цирконий, так же как и титан, обнаружен в форме оксида М. Klatproth в 1789 г. Как химический элемент цирконий был выделен шведским химиком J. Berzelius в 1824 г. В 1925 г. датские ученые A. van Arkel и J. de Boer разработали технологию получения технически чистого циркония. Этот элемент рассеян в земной коре. Основным его источником является минерал — орто-силикат циркония (ZrSiO4), незначительные залежи которого могут находиться в прибрежных Таблица 4-3 Химический состав сплавов титана, применяемых для изготовления имплантатов 96 ^ Таблиир 4-4 Химический состав некоторых биотолерантных сплавов X2CrNiMoN-181331 17-18 «3 13-14 - «0,03 1 Марка стали в соответствии со стандартом Немецкого Института Стандартов (DIN). «2,0 районах океанов и некоторых озер63. В живых организмах цирконий не содержится7. Цирконий очень прочный материал. Обладает способностью поглощать кислород, азот и водород. При 800 °С в присутствии кислорода образует стойкое керамическое соединение — оксид циркония (ZrO2). При комнатной температуре на поверхности этого металла образуется слой оксида и нитрида, который обеспечивает его высокую устойчивость к коррозии63. В течение последних 50 лет цирконий используется в основном в ядерной энергетике как структурный материал для реакторов63. Ряд авторов изучал возможность применения этого металла в медицинской практике, была доказана его биологическая совместимость с костной тканью и возможность использования цирконий-оксидной керамики и технически чистого циркония для изготовления внутрикостных имплантатов11'25'60'117'152. Однако биологические свойства этого металла и его сплавов пока еще недостаточно изучены. 4.2.3. Биотолерантные материалы Биотолерантные материалы — материалы, которые способны обеспечить адсорбцию белков на своей поверхности, но не обладающие осте-окондуктивными свойствами. Поэтому при их использовании физико-химическая связь между поверхностью имплантата и костным матрик-сом, как правило, не образуется, что приводит к формированию соединительнотканной капсулы вокруг имплантата149. К биотолерантным материалам относятся сплавы на основе кобальта и некоторые виды нержавеющей стали (табл. 4-4). Сплавы на основе кобальта содержат до 25-30% хрома, 5-7% молибдена и незначительное количество других металлов. Кобальтохромовый сплав применяют при изготовлении субперио-стальных имплантатов и металлического базиса цельнолитых конструкций зубных протезов, опирающихся на имплантаты. Нержавеющая сталь — сплав на основе железа с высоким содержанием хрома, также включающий некоторые другие химические элементы. Кроме металлов к биотолерантным материалам можно отнести биологически стабильные, не подвергающиеся гидролизу и не обладающие выраженными токсическими и канцерогенными свойствами полимеры159. В клинической практике нашли применение полимеры со сверхвысоким молекулярным весом (полиэтилен, полипропилен и тефлон)2'80. В стоматологической практике широко используется политетрахлор-этилен, из которого изготавливают нерассасывающиеся барьерные мембраны, используемые для направленной регенерации кости при имплантации 15-28'36'74. 4.3. ТРЕБОВАНИЯ, ^ Материал для внутрикостного имплантата может считаться биосовместимым, если на его поверхности происходит формирование костной ткани и создается интерфейс, способный к адекватному распределению функциональной нагрузки на окружающие имплантат ткани61'82. \ ^ 97 Исходя из этого определения, материал, пригодный для изготовления внутрикостных им-плантатов, должен обладать определенными физико-химическими, биологическими, биохимическими и биомеханическими свойствами. 4.3.1. 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 ткани128. Растворимость и деградация материалов Растворимость кальций-фосфатных соединений, как и других биоактивных материалов, очень мала и составляет 1,0 х 10~9 моль/дм3. Еще меньшей растворимостью обладают стекло и ситаллы7'23. Однако биоактивные материалы подвергаются остеокластической резорбции и, таким образом, являются биодеградируемыми (табл. 4-5). Биоинертные и биотолерантные материалы можно считать практически нерастворимыми. Например, растворимость поверхностного оксидного слоя титана в физиологическом растворе составляет всего 0,043 нм в день26. Кроме того, эти материалы не подвергаются остеокластической резорбции и поэтому являются небиодегра-дируемыми. 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 при- водит 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 диссоциации7'24. Таблица 4-5 Сроки биологической деградации биоактивных материалов Гидроксиа- Bio-Oss патит Подвергается остеокластической резорбции. Гранулы могут сохраняться в течение 3 лет Calcitite 2040 Считается практически не резорбируемым в течение 2 лет ввяянивнмннм^мвннмянипнншвн^^ннняишнввямв OsteoGraf Частично растворяется и подвергается остеокластической резорбции. Гранулы могут сохраняться в течение 5 лет соире-:иё 6 мее., возможет сохраняться до [ЄТ ориМ; Может:Сохраняться в течение 3 лет 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. Известно, что на поверхности некоторых металлов, например, алюминия, титана и хрома, образуется оксидная пленка, предупреждающая их коррозию. Однако в жидких средах на поверхности алюминия и кобальта она утрачивает свои защитные свойства и подвергается электрохимической коррозии2'80. Коррозийная устойчивость зависит также от того, насколько быстро может восстановиться 7. 3-623. оксидный слой. Если он легко разрушается и медленно восстанавливается, то коррозийная устойчивость металла очень низка2. Оксидная пленка на поверхности титана обладает способностью к самоорганизации, т.е. на поверхности титана самопроизвольно создается сплошной оксидный слой, который увеличивается до определенной толщины. Затем образование оксидного слоя прекращается. В течение I мс на поверхности титана возникает оксидный слой толщиной около 0,001 мкм. В течение 1 мин его толщина увеличивается до 0,01 мкм. При более длительном нахождении на воздухе толщина оксидной пленки может достигать 0,2 мкм, образуя двойной слой оксида титана, представленный ТЮ2, ТІО и ТІ2О3 3-80'139-ш. В соответствии с Европейским стандартом (EN ISO 8891, 1995), коррозия материала, пригодного для изготовления имплантатов, должна быть менее 14,3 мкг/см"2 в день"1. Согласно тестам, проведенным S.G. Steinemann, коррозия кобальтохромовых сплавов составляет 20-26 мкг/см"2 в день'1, а титана и его сплавов — II мкг/см~2 в день"1. Электрохимические эффекты имплантационных материалов Диссоциация вызывает электрохимическую реакцию, в результате чего поверхность металла приобретает определенный потенциал, который называется стандартным электродным потен-г^гшлсш5'23'135'155. Его величина является одной из электрохимических характеристик материала (табл. 4-6). Чем выше отрицательное значение стандартного электродного потенциала металла, тем больше его растворимость и реакционная способность2. В результате приобретения металлом потенциала между ним и окружающей средой, являющейся электролитом, возникает разница потенциалов, которая зависит как от природы металла и электролита, так и от ряда других факторов — уровня рН, концентрации электролита и ионов металла, а также температуры. Например, при рН менее 6,4 поверхность оксидной пленки титана имеет положительный заряд, а при значениях более 6,4 приобретает отрицательный заряд91. часть п. основы теории; Считается, что резко выраженный отрицательный потенциал поверхности имплантационно-го материала негативно влияет на окружающие ткани. При разнице потенциалов между поверхностью имплантата и окружающими тканями 100 мВ могут возникать патологические изменения19. Таблица 4-6 Стандартные электродные потенциалы некоторых металлов 4.3.2. 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 целом5-80. Если суммировать химический состав биосовместимых материалов, то можно составить перечень ионов неметаллов, которые широко представлены в организме человека7'13 — это Са2+, N+, H+, С+, ОН", СО32-, РО4~. При этом можно допустить, что в результате диссоциации биосовместимого материала незначительное увеличе- ^ . 99 Содержание некоторых металлов в организме человека Топография Таблица 4-7 ~ Массовая Элемент /о/\ •••ВВВН! Fe 0,01 Большая часть сосредоточена в гемоглобине крови. Входит в состав многих ферментов Сг Ю"5 Основная часть находится в гипофизе энцентрируется в воле Мо Находится в печени и почках. Принимает участие в метаболизме пуринов. Влияет на активность ряда ферментов AI 10~5 Концентрируется в сыворотке крови, легких, печени, почках, волосах, ногтях и костной тка- Находится в тканях головного мозга в виде комплексов с белками гипоталамусе, гипофизе, печени, додже, кроветворений, влияет на;углеврдный обмен О В живых организмах не обнаружен ние концентрации этих ионов не будет оказывать существенного влияния как на окружающие им-плантат 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 и т.д. — составляет от 10~3 до 10~3% от общей массы организма человека (табл. 4-7). Эти металлы являются микроэлементами. Концентрация титана и никеля в живых организмах еще меньше, и они считаются ультрамикроэлементами7. 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 определенное их воздействие на окружающие имплантат ткани и организм в целом. Ионы железа являются одним из компонентов гемоглобина, миоглобина и различных ферментов7. Кроме того, они принимают активное участие в трансформации аморфных кальций-фосфатных соединений в гидроксиапатит118. Однако увеличение содержания железа может привести к нарушению окислительно-восстановительных процессов в тканях и оказывать токсическое воздействие на клетки80. Ионы алюминия ингибируют синтез АТФ, поэтому его повышенное содержание может существенно снизить метаболическую активность костной ткани и замедлить минерализацию29'163. Ионы алюминия могут угнетать эритропоэз67 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 Альцгеймера110. Ионы кобальта накапливаются в почках, печени и поджелудочной железе. Значительное его количество содержит витамин В12 8о,ш ко_ бальт считается аллергенным металлом84. Ионы кобальта ингибируют процесс преобразования аморфных кальций-фосфатных соединений в гидроксиапатит118. Канцерогенная потенция кобальта в настоящее время не доказана80. Ионы хрома аккумулируются в печени, почках и костной ткани84-85. Этот химический элемент обладает высокой аллергенной потенцией, способен проникать через клеточные мембраны, т ^ взаимодействовать с ДНК и индуцировать му- тации генов 170 Ионы никеля могут вызывать общую интоксикацию организма при попадании в кровь110. При использовании материалов на основе никеля его ионы могут накапливаться в легких и разрушать митохондрии клеток 38; кроме того они являются одним из наиболее активных ингибиторов процесса образования гидроксиапатита ш и обладают высокой аллергенной и канцерогенной потенцией90'142'151. Ионы молибдена входят в состав некоторых ферментов, которые катализируют реакции, связанные с транспортом кислорода, и участвуют в метаболизме пуринов7'8. Токсическое воздействие молибдена отмечается только при попадании его ингаляционным путем в легкие80. Ионы ванадия принимают участие в обмене жиров, минерализации костной ткани и зубов156. Повышенное содержание ванадия может оказывать выраженное цитотоксическое воздействие на ткани и вызывает разрушение некоторых ферментов105. Титан не является типичным и основным химическим элементом тканей и биомолекул организма, как, например, железо или кобальт. Титан может накапливаться в легких136. Вместе с тем, этот металл считается абсолютно биоинертным (табл. 4-8). 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 гидроксиапатита80'118'138'156. Кроме того, ионы титана обладают умеренно выраженным бактериостатическим эффектом62. Приведенные в табл. 4-8 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 нее 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 ткани80'ш. 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 представлено80-68. Вместе с тем, ряд авторов считает, что сплавы по своим биологическим свойствам значительно уступают технически чистому титану1 97 Таблица 4-8 Цитотоксическая характеристика металлов и их сплавов (результаты исследований H.F. Hildebrand и J.-C. Hornez, 1998) Металлы ; 1Х350Г и их сплавы :(j*gmi~*y 400 pgml^1 '" Контроль- Нет нал группа4 ,, ^, ; Уровень вы- л Количество' і живаемрсти".і многоядерных !о::':;к^еШк'да'::;^Р;;:'гиіййТсІ<�аІі; клеток на материала2• 100 fig т!~1 материала3 (%) 2,6 ± 0,7 100 ±5 Хром 600 62 ±3 7,8 ± 1,9 TiAl6V4 Нет 3 ± 5 2,5 + 0,8 1 LC50 — тест 50%-й летальной концентрации эпителиальных клеток человека (линия клеток L132). Проводится in vitro и показывает, какая концентрация химического вещества вызывает гибель 50 % клеток культуры. Является критерием цито-токсичности химических веществ. 2 Тест, который показывает уровень выживаемости клеток при максимально высокой концентрации химического вещества (400 мкг/моль-'). 3 Показатель, характеризующий интенсивность воспалительной реакции на материал. 4 Чистая клеточная культура, не содержащая ионов металлов. ^ 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 материалов70'80; • гибель клеток соединительной ткани за счет цитотоксического эффекта80; • иммунные реакции, сенсибилизацию организма и аллергию41'8'1; • образование злокачественных опухолей в окружающих тканях107'151. Возможное негативное воздействие сплавов с высоким содержанием кобальта, хрома и никеля существенно ограничивает их использование для изготовления внутрикостных имплантатов. 4.3.3. 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 твердого тела. Такой физико-химический процесс называется гетерогенным катализом и включает пять обратимых стадий23'97: 1. Диффузия. Реагирующие молекулы диффундируют к поверхности твердого вещества. 2. Адсорбция. Реагирующие молекулы сначала подвергаются физической адсорбции на активных центрах поверхности твердого вещества, затем происходит их хемосорбция. 3. Химическая реакция. Реагирующие молекулы жидкости, а точнее их ионы, вступают в реак- Связь за счет вандерваальсовых сил -О Условия: поляризация биомолекул диэлектрическая постоянная оксида металла Сила связи: менее 41,86 кДж/моль Длина связи: около 1 нм Условия: наличие иона водорода в остатке биомолекулы и иона водорода, связанного с поверхностью имплантата Сила связи: от 10-30 до 400 кДж/моль Длина связи: от 23 до 30 нм Химическая ковалентная и/или ионная связь Условия:электроотрицательность и поляризация взаимодействующих основ биомолекул и поверхности оксида, адекватная энергия ионизации, отрицательная свободная энергия Гиббса Сила связи: от 41 до 400-600 кДж/моль Длина связи: зависит от орбиталей взаимодействующих атомов Рис. 4-1. Три варианта химической связи биомолекул с оксидным слоем металла (по В. Kasemo и J. Lausmaa, 1985, с изменениями) цию с ионами поверхностного слоя твердого вещества с образованием продуктов. 4. Десорбция. Обратная адсорбции стадия. Хе-мосорбированные молекулы жидкости становятся физически адсорбированными на поверхности твердого вещества и в конце концов высвобождаются с его поверхности. 5. Диффузия. Молекулы продуктов диффундируют от поверхности твердого вещества. Физическая адсорбция происходит, когда молекулы связываются с активными центрами на поверхности твердого вещества силами Ван-дер-Ваальса (слабые силы межмолекулярного притяжения). Сила энергии этой физической связи биомолекул с поверхностью биосовместимого материала невелика и составляет менее 41 кДж/моль на расстоянии около 1 нм от поверхности материала7'97. Химическая адсорбция происходит, когда молекулы связываются с активными центрами на поверхности твердого вещества посредством ^ химических связей. Химическая реакция между биомолекулами и поверхностью биосовместимого материала может осуществляться за счет межмолекулярной водородной связи. Сила энергии такой связи также невелика и составляет от 10-30 до 400 кДж/моль. Второй тип химической связи между активными центрами поверхности материала и биомолекулами — ковалентная и ионная связи. Они приводят к образованию химических продуктов на поверхности биосовместимого материала и обладают большей по сравнению с физической и водородной связями энергией, которая может составлять 400-600 кДж/моль7'97. 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 диссоциированными молекулами аминокислот и белков57'80. 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 энергии всех частиц этого тела или системы. Внутренняя энергия является функцией состояния системы и не зависит от того, каким образом система оказалась в данном состоянии. Все материальные системы обнаруживают тенденцию к достижению минимума своей потенциальной энергии, с одной стороны, и максимума энтропии — с другой. При этом изменение энер- Таблица 4-9 Стандартная молярная свободная энергия образования оксидов металлов 2 гии в материальной системе определяется изменением энтальпии. Термодинамическая функция состояния, которая отражает баланс энтропии и энергии системы, называется свободной энергией Гиббса (G). Изменение свободной энергии Гиббса (AG) при образовании одного моля вещества из входящих в него элементов называется стандартной молярной свободной энергией образования23. Свободная энергия Гиббса является мерой устойчивости химического соединения, а также мерой осуществимости самопроизвольной физико-химической реакции. Иначе говоря, изменение свободной энергии — это та часть изменения внутренней энергии системы, которая может превращаться в работу, т.е. полезная энергия, которую в химических системах называют также химическим потенциалом13. Самопроизвольное протекание возможно только для реакций, характеризующихся отрицательными значениями энергии Гиббса. На основании этого термодинамического постулата Н. Worch (1998) предложил использовать формулу возможности адсорбции биомолекул на поверхности биосовместимого материала, исходящую из его стандартной молярной свободной энергии образования: AG = АН - TAS < О, где АН — изменение энтальпии, Т — абсолютная температура, при которой происходит передача (изменение) энергии, AS — изменение энтропии. ^ Только при отрицательных значениях ДО 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 (табл. 4-9). Наиболее высокие показатели имеют цирконийоксидная и алюмооксид-ная керамика, а также оксиды титана; наиболее низкие — оксиды никеля и кобальта. Физико-химические свойства поверхностей биосовместимых материалов Одной из составляющих внутренней энергии тела или системы является поверхностная энергия. Любой атом и его составляющие, расположенные в объеме твердого тела (его кристаллической решетки), подвергаются симметричному действию сил со стороны окружающих его со всех сторон атомов. У атомов, расположенных в поверхностном слое, с одной стороны отсутствуют атомы этого вещества. Вследствие чего силы межатомного взаимодействия становятся асимметричными, поэтому энергия этих атомов выше, чем у атомов внутри кристаллической решетки. Существует следующая закономерность: чем больше площадь поверхности материала и выше плотность его кристаллической решетки, тем больше его поверхностная энергия. Как и свободная энергия Гиббса, она определяет одно из наиболее важных биохимических свойств поверхности материалов — способность к адгезии биомолекул37' 155. Считается, что для ее осуществления поверхностная энергия биосовместимого материала должна составлять 60-120мДж.м~2, так как адсорбция является энергоемким процессом, требующим потребления не менее 45-60 мДж«м~2 поверхности биосовместимого материала155. Математическое уравнение расчета энергетических затрат, необходимых для адгезии биомолекул на поверхности небиологического материала, было выведено P.M. Fowkes: — краевой угол смачивания Материал AI СоСг Ті Zr ЗО 60 20 ЗО Рис. 4-2. Смачиваемость поверхностей и значения краевого угла некоторых материалов Энергетические затраты при адсорбции зависят от краевого угла между поверхностью материала и мениском (поверхность жидкости, искривленная на границе с твердым телом) в точках их пересечения (рис. 4-2). При этом прослеживается следующая закономерность: чем ниже краевой угол, тем меньше энергетические затраты на адгезию и лучше изначальные условия для адгезии биомолекул. Значения краевого угла являются характерной особенностью материала. Максимальный краевой угол у кобальта, минимальный — у титана и его сплавов17'80. Способность к адсорбции биомолекул из раствора на поверхности материалов зависит также от толщины слоя диффузии, температуры окружающей среды и активности ионов в растворе 155 где W — энергия адгезии, у - коэффициент поверхностного натяжения жидкости, -& — краевой угол смачивания. Биохимические механизмы адсорбции белков В основе химической реакции биомолекул с поверхностью биосовместимого материала лежит их рекомбинация. ^ Рекомбинация молекул — это процесс воссоединения противоположно заряженных ионов в электрически нейтральные молекулы. Между диссоциацией и рекомбинацией устанавливается динамическое равновесие: количество молекул, распадающихся на ионы в единицу времени, равно числу пар ионов, которые за этот период воссоединяются в нейтральные молекулы24. Молекулы воды и биомолекулы, также как и любое вещество, подвергаются диссоциации в тканевых жидкостях организма. Диссоциация молекул воды приводит к образованию положительно заряженных ионов водорода (Н+) и отрицательно заряженных ги-дроксильных групп (ОН~). Белки и составляющие их аминокислоты также диссоциируют13'18. Любая аминокислота имеет карбоксильную группу (-СООН) и аминогруппу (-NH2). При нормальных значениях рН тканевой жидкости в результате диссоциации аминокислот образуются полярно заряженные группы -СОО~ и -NH3 \ Благодаря соединению этих противоположно заряженных групп происходит формирование пептидных цепочек13'165. При ацидозе (уменьшении рН) от карбокси-латной группы аминокислоты отщепляется ион водорода13-18. В результате карбоксильная группа преобразуется в отрицательно заряженный остаток — СОО. При алкалозе, напротив, атом водорода присоединяется к аминогруппе, и она становится положительно заряженным окончанием13'18. Диссоциация молекул биосовместимого материала, например, титана, приводит к распаду части молекул оксидного слоя на положительно заряженные ионы титана и отрицательно заряженные ионы кислорода. Имеющая положительно и отрицательно заряженные ионы, а также обладающая необходимой энергией поверхность оксида титана создает электростатическое и энергетическое поле для диффузии и физико-химической связи с противоположно заряженными ионами плазмы крови и окружающей тканевой жидкости. Отрицательно заряженные ионы кислорода могут вступать в ионные связи с ионами водоро- да, а также кальция и фосфора плазмы крови. Рекомбинация ионов водорода с ионами кислорода на поверхности оксидного слоя титана может способствовать образованию межмолекулярных водородных связей с биомолекулами97'155. Рекомбинация положительно заряженных ионов титана может происходить как с отрицательно заряженными гидроксильными группами, образующимися при диссоциации молекул воды, так и с противоположно заряженными кислотными группами диссоциированных аминокислот (рис. 4-3). Рекомбинация ионов титана с химически активными отрицательно заряженными кислотными остатками аминокислот, способными образовывать ионные и ковалентные связи с ионами титана, рассматривается в настоящее время как основная рабочая гипотеза хемосорб-ции белков на поверхности титана137'165. 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 обра- Рис. 4-3. Схема адсорбции на поверхности оксида титана диссоциированных молекул воды и аминокислоты глицина, составляющей около 33 % пептидной цепочки коллагена ^ І зования 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 (ви-тро- и фибронектина), обеспечивающих адгезию остеобластов и адсорбцию коллагена. Это означает, что к моменту секреции остеобластами этих специфических белков должна произойти десорбция фибриногена от поверхности им-плантата. 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 (рис. 4-4). 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) определили силу адсорбции фибриногена к различным металлам (табл. 4-10). На основании результатов данных исследований можно сделать вывод о том, что титан Молекулы воды Адсорбция биомолекул Десорбция (или реабсорбция) биомолекул Фрагментация или модификация биомолекул Рис. 4-4. Схема адсорбции и десорбции биомолекул на оксидном слое биосовместимого металла (по В. Kasemo и J. Lausmaa, 1985, с изменениями) обладает умеренной способностью к адсорбции фибриногена и обеспечивает оптимальные сроки его десорбции. Таблица 4-Ю Адсорбция фибриногена на поверхностях различных металлов (на основании экспериментальных данных D.F. Williams et al., 1985) Металл : фибриногена Нерж. сталь 0,4 После десорбции фибриногена происходят диффузия, адсорбция и химическая реакция между кислотными остатками витронектина и ионами титана, что создает условия для адгезии остеобластов к поверхности имплантата. Витро-нектин при этом выступает в качестве мишени для рецепторов остеобластов, которые представляют собой белки интегрин и адгерин, входящие в состав клеточной мемб раны остеобластов, прикрепляющиеся к витронектину и обеспечивающие связь вне- и внутриклеточных белковых комплексов94-155. В процессе секреции остеоида связь между рецепторами остеобластов и ви-тронектином ослабевает, происходит их отрыв от поверхности имплантата, а затем десорбция, диффузия или фрагментация витронектина115. Места, освободившиеся после десорбции и диффузии этого белка, могут быть заняты молекулами диссоциированных аминокислот, образующих коллаген. Рекомбинация отрицательно заряженных остатков аминокислот, составляющих пептидные 106 ^ Рис. 4-5. Адсорбция коллагена на поверхности титана. Фотографии получены при помощи электронной микроскопии (наблюдение проф. H.Worch, Технический университет Дрездена, Германия. Перепечатано из книги J.A. Helsen и H.J. Breme (ed.) Metals as biomaterials. John Wiley & Sons, Chichester, England, 1998): А, Б — сеть коллагеновых волокон на поверхности оксида титана; В, Г— шлиф поверхности титана вместе с инкорпорированными с оксидным слоем титана волокнами коллагена цепочки коллагена, с положительно заряженными ионами титана рассматривается многими исследователями как наиболее вероятный механизм адсорбции и инкорпорации волокон коллагена с оксидной пленкой титана (рис. 4-5)43л65. Таким образом, процесс гетерогенного катализа, сопровождающийся адсорбцией и химической реакцией белков костного матрикса с поверхностью биосовместимого материала, может происходить при соблюдении ряда условий, включающих физико-химические свойства биосовместимого материала и биомеханические параметры контактирующей с поверхностью имплантата среды. 4.3.4. Механические свойства имплантационных материалов Материал имплантата должен обладать достаточной механической прочностью. Под механическими свойствами материала, из которого изготовлен дентальный имплантат, подразумевается его поведение под воздействием внешних механических нагрузок. Для определения подобных свойств материала необходимо знать, какая механическая нагрузка или сила воздействует на имплантат и какой материал способен выдерживать эту нагруз- ку без повреждения и деформации конструкции имплантата. 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 200-880N; клыков и резцов — 50-222N 44'47'55,78 Иногда вертикально направленная сила, приходящаяся на жевательную группу зубов, может достигать даже 2440N 53. Боковая сила, воздействующая на зубы, имеет величину приблизительно 20N 44. При дефектах зубных рядов окклюзионная сила снижается на 20-50% по отношению к первоначальному значению 10. Максимальная величина силы, воздействующей при жевании на съемные протезы, составляет 69N 77'78; на протезы, опирающиеся на имплантаты — в среднем 143N и может достигать более 211-412N48'49. 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 определенным запасом прочности. Прочность — это свойство материала выдерживать действия внешних сил без разрушения. . ^ 107 Пределом прочности называется механическое напряжение, которому соответствует наибольшая выдерживаемая телом нагрузка перед разрушением его кристаллической структуры24. При этом механическим напряжением (а) называется физическая величина, численно равная силе упругости, приходящейся на единицу площади сечения тела: где F — сила упругости, 5 — площадь сечения тела24. Под воздействием внешней силы частицы, расположенные в узлах кристаллической решетки 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 деформации24. 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 твердого тела называется изменение его размеров и объема, которое сопровождается изменением формы тела (рис. 4-6). Упругостью называется свойство тел восстанавливать свои размеры, форму и объем после Напряжение= 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 деформациях24. 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 Пуассона24. Деформации дентального имплантата и его компонентов должны быть упругими, т.е. предел прочности и упругости материала должен превосходить как величину воздействующей на им-плантат внешней силы, так и напряжение, возникающее под ее воздействием66'80. 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 Сила (F) Деформация = Площадь (S) Удлинение (укорочение) Начальная длина Модуль Юнга (модуль упругости) = Напряжение Коэффициент Пуассона = Деформация Начальный поперечный размер (D) Поперечное удлинение (d) Рис. 4-6. Виды деформации тела под воздействием внешней силы и примеры расчета основных величин упругой деформации 108 ^ " - ;•.-•• - '•••:••••" 'ИИ/ІЯІГ напряжения зубов — 10-17,5 мин в сутки44. 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 нагрузки80. Таким образом, при жевательной циклической нагрузке можно ожидать увеличения напряжения в материале имплантата до 200 МПа при воздействии силы в 400N и даже до 500 МПа при 1000N. 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 повышают хрупкость в отдельных участках материала. В итоге при большом числе повторений нагрузки на одной из плоскостей скольжения кристаллитов появляются микротрещины. Возникшая микротрещина становится сильным концентратором напряжений и местом окончательного разрушения материала, даже в тех в случаях, когда величина напряжения меньше предела прочности материала. Поэтому переломы имплантатов могут происходить и под воздействием жевательной силы, не превышающей средний физиологический уровень116'157. Теоретические расчеты и опытные испытания показали, что под воздействием внешней, аксиально направленной силы, достигающей 800-1100N, в дентальном имплантате могут возникать механические напряжения от 200 до 250 МПа27-44'120, а при увеличении этой силы до 1860N они возрастают до 420 МПа116. На основании этих расчетов становится очевидным, что необходимым 2-3-кратным запасом прочности обладают биотолерантные (сталь и кобальтохро-мовый сплав) и биоинертные материалы, например, титан и его сплавы (табл. 4-11). Алюмооксидная керамика, биоситаллы и биостекло достаточно жесткие 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 стекол применяются в основном для установки в лунки удаленных зубов с целью профилактики резорбции, прогрессирующей атрофии и деформации альвеолярных отростков147. Зависимость биологических и механических свойств биосовместимых материалов была сформулирована в 1985 г. J. Osborn: «...материалы, которые имеют хорошие биологические характеристики, обладают недостаточными механическими свойствами,и наоборот». 4.3.5. Биомеханические свойства материалов Любое тело под воздействием внешней силы испытывает внутреннее напряжение. Если оно находится в какой-либо среде, то часть напряжения передается и этой среде, которая на границе тела деформируется, и в ней возникают упругие силы и напряжение 24. Таким образом, имплантат, находящийся в костной ткани и подверженный циклическим жевательным нагрузкам, будет вызывать деформацию и, следовательно, напряжение в окружающей костной ткани. Костная ткань, как и любое материальное тело, обладает определенными прочностными и ^ 109 Таблица 4-11 Механические свойства некоторых биосовместимых и биологических материалов Материал Предел прочно-сти на сжатие (МПа) Модуль упру- Относительное : Коэффиц» гости (Ша) удлинение (%) Пуассона Металлы и их сплавы ятя 860-1000 105-117 10-15 600-1050 200-500 16-40 І Керамика и полимеры Компактный слой Гу& 140-150 18-20 1,4 • Нижняя челюсть Компактный с Губчатый слой (в зависимости от количества трабекул в единице объема) сточник Сверхвысокомолекуляр 30,37 упругими свойствами (см. табл. 4-11). При этом прочность и модуль упругости компактного слоя кости значительно выше данных параметров губчатого слоя. Поэтому уровень напряжений в окружающих имплантат компактном и губчатом слоях кости будет различным. Принципиальными являются два вопроса: 1) какой уровень напряжения является физиологическим для компактного и губчатого слоев костной ткани? 2) каким образом свойства материала имплантата влияют на величину напряжения в костной ткани? 110 ^ Согласно некоторым экспериментальным расчетам напряжение в области компактного слоя межальвеолярной перегородки коренных зубов при нагрузке в 445N составляет от 1,2 до 11,8 МПа; стенки альвеол (щечной ее стороны) — от 6,8 до 13,8 МПа45'73'154. Однако математические расчеты методом конечных элементов показали иные значения. При нагрузке на зубы, равной 10 кг (98N), на уровне компактного слоя альвеолярного отростка напряжение может находиться в диапазоне от -6,03 до +4,24 МПа (знак «минус» означает напряжение при растяжении, «плюс» — при сжатии); в губчатом слое — от -1,19 до+0,04 МПа111. Таким образом, гипотетически физиологическим уровнем для компактного слоя альвеолярного отростка можно считать напряжение 7-16 МПа при окклюзионной нагрузке в 400N. В губчатом слое данный параметр при аналогичной нагрузке может составлять не более 4,7 МПа. При воздействии окклюзионной нагрузки около 100N на имплантат цилиндрической формы из титана напряжение в компактном слое челюстной кости может составлять от -1,7 до +5,8 МПа, однако может достигать и +25,2 МПа. В губчатом слое кости приложение нагрузки 100N на имплантат, может вызвать напряжение от -2,7 до +2,2 МПа111. Таким образом, напряжение в окружающей имплантат кости может превосходить таковое в области естественных зубов, что может стать причиной не только резорбции костной ткани вокруг имплантата, но и перелома структурных единиц кости при значениях напряжения выше предела их прочности33'80'88'114-133'141. Следовательно, одной из основных биомеханических задач имплантологии является изучение закономерностей и возможностей снижения уровня механического напряжения в окружающей имплантат кости. Биофункционалъная оценка имплантационных материалов Согласно закону Гука механическое напряжение прямо пропорционально относительной деформации: а = Е х є, где а — механическое напряжение, Е — модуль упругости (модуль Юнга), є — относительная деформация. 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 биофункциональности80: ВР=а/Е, где а — усталостная прочность материала, Е — модуль Юнга. На основании расчетов при помощи этой формулы можно сделать вывод о том, что титан и его сплавы, имеющие достаточную усталостную прочность и значения модуля упругости в два раза меньшие по сравнению с биотолерантными металлами, и почти в четыре раза меньшие, чем у различных видов керамики, обладают более приемлемыми биофункциональными свойствами (табл. 4-12). Таблица 4-12 Индекс биофункциональности некоторых материалов FeCrNiMo 250 (сталь) ZrO, 0,450 170 0,026 |
Ваша оценка этого документа будет первой.
Ваша оценка:
Похожие:
База данных защищена авторским правом ©MedZnate 2000-2016
allo, dekanat, ansya, kenam
обратиться к администрации | правообладателям | пользователям
allo, dekanat, ansya, kenam
обратиться к администрации | правообладателям | пользователям