Текст книги "Стоматологические конструкционные материалы: патофизиологическое обоснование к оптимальному использованию при дентальной имплантации и протезировании."

Дмитрий Валерьевич Абрамов, Андрей Константинович Иорданишвили
Стоматологические конструкционные материалы: патофизиологическое обоснование к оптимальному использованию при дентальной имплантации и протезировании

Список принятых сокращений

Гр – гранулы

Ггл – гранулы гликогена

ГЭР – гранулярный эндоплазматический ретикулум

КВ – коллагеновые волокна

КГ – Комплекс Гольджи

Л – лейкоцит

Лф – липофусцин

Мф – макрофаг

Мх – митохондрии

Н – сегментоядерный нейтрофил

ПрК – просвет капилляра

Р – рибосомы

СТ – соединительная ткань

ТК – тучные клетки

Фб – фибробласты

ЭПР – эндоплазматический ретикулум

Эр – эритроцит

Эц – эндотелиоцит

Я – ядро

ЯМ – ядерная мембрана

Предисловие

В настоящее время существует большая потребность населения России в ортопедической стоматологической помощи, которая по данным эпидемиологических обследований варьирует от 60 до 93,3 % среди взрослого населения страны. Это зависит от распространенности стоматологических заболеваний, особенностей их течения, эффективности профилактики и лечения, экологических факторов, а также уровня развития стоматологической помощи в различных регионах российской Федерации. Наиболее частой причиной обращения пациентов за ортопедической помощью является частичное или полное отсутствие естественных зубов. В наши дни указанная патология среди людей молодого, взрослого, пожилого и старческого возраста в Российской Федерации составляет до 94,3 %. При ортопедическом лечении вторичной адентии могут использоваться различные виды несъёмных и съёмных зубных протезов, а также их комбинации, выполненные с использованием разных стоматологических материалов. С каждым годом растет число пациентов, которым лечение вторичной адентии проводится с предварительным установлением дентальных имплантатов. Однако до настоящего времени нет четкой сравнительной характеристики материалов, используемых для целей дентальной имплантологии и дальнейшего зубного протезирования. В тоже время перед врачом-стоматологом встает задача оптимального выбора не только зубопротезной конструкции и дентального имплантата, но и материалов и методов их использования при изготовлении и протезировании. Поэтому монографию Д.В. Абрамова и А.К. Иорданишвили по вопросам патофизиологического обоснования оптимального использования стоматологических материалов в практике дентальной имплантологии и зубного протезирования, можно считать весьма актуальной и своевременной для науки и практики стоматологии.

В представляемой монографии авторами проведен комплекс экспериментальных и клинических исследований. Это позволило им при доклиническом исследовании изучить характер, объем, динамику и степень устойчивости изменений в подкожной соединительной ткани экспериментальных животных, окружающей имплантаты из пластмасс и металлов. Проведенные авторами морфологические, в том числе ультраструктурные исследования позволили выявить динамику деструктивных, компенсаторных и репаративных изменений в клеточных и неклеточных компонентах подкожной соединительной ткани после имплантации в нее различных видов пластмасс и металлов. Для эксперимента авторами были выбраны быстротвердеющая пластмасса и пластмасса горячей полимеризации используемая для изготовления базисов съёмных зубных протезов, а также три различных образца металлов, а именно: нержавеющая сталь, которую относят к биотолерантным материалам, сплав золота и титана, которые относят к биоинертным материалам. В результате проведенного эксперимента на современном морфологическом уровне с использованием однотипной модели и адекватных методов анализа авторам удалось в монографии представить сведения о местном тканевом ответе и влиянии имплантированных материалов в сроки от 12 часов до года на печень животного. Можно с уверенностью говорить, что использованная в исследовании для изучения особенностей местного тканевого ответа модель внедрения образцов стоматологических материалов в подкожную соединительную ткань животных, может применяться для тестирования новых стоматологических материалов на этапе их доклинического изучения, а не только для изучения местной тканевой реакции, а также реакции внутренних органов. Экспериментальное исследование позволило авторам определить также некоторые патогенетические механизмы развития и патофизиологические особенности проявления местного тканевого ответа и реакции внутренних органов в ответ на имплантацию различных стоматологических материалов, используемых для дентальной имплантации и последующего временного и окончательного зубного протезирования. Особое внимание в прикладной части монографии уделено характеристике клинических признаков периимплантита в ближайший и отдаленных срок после дентальной имплантации и зубного протезирования. Это важно для ранней диагностики периимплантита и благоприятной стоматологической реабилитации, чтобы исключить в конечном итоге потери опоры в виде дентального имплантата. Раннее выявление этого осложнения как воспалительного процесса в зоне дентального имплантата позволяет принять ряд мер по купированию воспалительной резорбции костной ткани альвеолярного отростка челюсти и профилактике потери его костного объема.

Представляется, что монография Д.В. Абрамова и А.К. Иорданишвили «Конструкционные стоматологические материалы: патофизиологическое обоснование к оптимальному использованию при дентальной имплантации и зубном протезировании» будет полезна не только врачам-стоматологам, патофизиологам, аллергологам, экологам, но и организаторам здравоохранения.

Президент Международной академии наук экологии, безопасности человека и природы,

заслуженный эколог РФ,

доктор технических наук, профессор В.А. Рогалёв

Введение

Постоянное стремление человека заменить потерянные зубы различными материалами животного, человеческого и минерального происхождения известны еще с древних времен. Это подтверждают археологические находки. Найденный, например, на территории современного Гондураса фрагмент нижней челюсти инка (VI в. до н. э.), в котором на месте 42, 41 и 31-го зубов сохранились имплантаты из панциря морских мидий. На территории Шантамбре (Франция) найден череп женщины, жившей в 1 в. н. э., с металлическим имплантатом в лунке клыка верхней челюсти. Ученые начали поиск имплантационного материала.

В 1888 г. Berry разрабатывает принцип биосовместимости. Начинается использование различных биологических материалов для изготовления, как имплантата, так и протеза, изучаются свойства инертности, толерантности, происходит активное внедрение в клиническую практику металлов. Были выявлены уникальные свойства титана – легкость, устойчивость к коррозии.

В 1965 г. профессор Ингвар Бранемарк возглавлял группу исследователей в Университете Гетеборга (Швеция), проводивших исследования, которые в конечном счете привели к открытию явления остеоинтеграции (приживления титана в костной ткани).

Важным направлением стали поиски приемлемых для имплантации материалов. Так, J. Magillo в 1807 г. предложил имплантат из золота, J. Edmuns и Н. Harris – фарфоровый имплантат на платиновой основе, J. Bonwell – имплантат в виде золотых и иридиевых трубок, a I. Pedchelon – серебряную капсулу в качестве имплантата для фарфоровой коронки.

К прообразам современного винтового имплантата следует отнести конструкции американских врачей R. Adams и A. Strock. Первый в 1937 г. изобрел имплантат с винтовой нарезкой на поверхности, а второй в 1939 г. предложил имплантат из кобальта, хрома и молибдена.

Одновременно с конструированием имплантатов проводились оригинальные исследования морфогенеза, физиологии и биомеханики при имплантационном лечении. В нашей стране быстрое развитие дентальной имплантации началось в 80-х годах прошлого столетия. Разработанные С.П. Чепулисом, А.С. Черникисом, О.П. Суровым и другими специалистами плоские имплантаты в 1983 г. были переданы для клинических испытаний в ЦНИИС (В.М. Безруков, А.И. Матвеева, А.А. Кулаков и соавт., 1987–1996) и в МГМСУ (Т.Г. Робустова, А.И. Ушаков и соавт., 1987–1996). Полученные положительные результаты и изучении клинико-теоретических вопросов при использовании плоских имплантатов нашли отражение в методических рекомендациях, составленных В.М. Безруковым и соавт., А.И. Матвеевой, А.А. Кулаковым, Т.Г. Робустовой и соавт. и в диссертационных работах А.И. Матвеевой, А.А. Кулакова, В.А. Вигдерович, И.В. Балуды, Абу Асали Эяда, А.И. Сидельникова, А.И. Жусева, Р.Ш. Гветадзе и др. Официальное утверждение плоских конструкций, выпуск их ВНИИМТ, а также монография О.Н. Сурова способствовали внедрению плоских имплантатов в практику стоматологических клиник нашей страны. На их основе ряд новых конструкций разработали Э.Г. Амрахов, В.В. Трофимов и В.Ф. Дадыкина, В.Н. Лясников и соавт.,

A.И. Ушаков, С.Ю. Иванов. Эволюционировали также опорные, надальвеолярные части имплантатов для фиксации протезов. В 80-х годах в СССР, а с 1991 г. в России были созданы отечественные имплантаты в форме корня зуба. Первыми разработчиками отечественных имплантатов в форме корня зуба стали М.З. Миргазизов и соавт. B.Э. Гюнтер, В.И. Итин и соавт.

Опыт зубной имплантации во всех ее аспектах продолжает накапливаться и критически оцениваться. От хирургов стоматологов и специалистов ортопедической стоматологии теперь, как никогда раньше, требуется прочное знание общей терапии для правильного отбора, предымплантационной оценки, подготовки и лечения больных.

В последнии годы поиск быстрых и эстетических решений в период ортопедической реабилитации пациентов после дентальной имплантации привел к применению большого количества временных зубопротезных конструкций (коронок, абатментов) из различных материалов. Таких как пластмассы, металлические сплавы и т. п. Влияние этих конструкций на физиологические процессы на окружающие ткани и организм в целом изучаются во всем мире и будут требовать дальнейших исследований.

Известно, что многие (если не все) формально устойчивые с теоретической физико-химической точки зрения материалы, под влиянием биологически активных сред подвергаются в организме коррозии и постепенному разрушению [Hench L., Wilson I., 1984]. Продукты коррозии имплантированных материалов могут обладать токсическими свойствами в ультранизких концентрациях, приводя к развитию устойчивых патологических изменений в окружающих тканях, и, более того, вызывая подчас весьма значительные нарушения в деятельности организма на фоне внешне вполне успешной интеграции имплантата в костную ткань.

Химические элементы в свободном состоянии и в виде множества химических соединений входят в состав всех клеток и тканей организма. Они являются важнейшими катализаторами различных биохимических реакций, непременными участниками процессов роста и развития организма, обмена веществ, адаптации к меняющимся условиям окружающей среды.

Физиологическое действие различных элементов зависит от их дозы. Поэтому токсические элементы (мышьяк, ртуть, сурьма) при низких концентрациях могут действовать на организм как лекарство, тогда как натрий, калий, кальций, железо, магний и ряд других элементов (входящих в состав человеческого тела) в высоких концентрациях могут обладать выраженным токсическим эффектом. В организме химические элементы находятся преимущественно в виде соединений, избыточное образование или распад которых может приводить к нарушению так называемого металло-лигандного гомеостаза, а затем и к развитию патологических изменений [Скальный А.В., Рудаков И.А., 2004].

Химические элементы обычно разделяют на группы в зависимости от величины их содержания в теле млекопитающих и человека.

При соприкосновении пластмасс, металлических или металлокерамических сплавов с живой тканью организма, не смотря на то, что используемые в настоящее время материалы считаются полностью биотолерантными или биосовместимыми, происходит медленное (или даже очень медленное) вымывание некоторых элементов из их состава. Учитывая, как было сказано выше, что многие химические элементы, могут влиять на функционирование организма, причем далеко не всегда положительным образом, мы решили изучить как местный тканевой ответ, так и реакцию внутренних органов (в частности, печени) на клеточном и особенно субклеточном уровне при имплантации различных материалов в подкожную соединительную ткань. При этом имплантаты будут продолжительное время соприкасаться с влажной биоактивной средой.

Учитывая характер различных заболеваний общего (а не стоматологического) характера, возникающих от избытка в крайне незначительных концентрациях некоторых микроэлементов, входящих в состав имплантатов, мы посчитали недостаточно убедительным отсутствие выраженных реакций воспалительного или иного характера в ротовой полости в ответ на имплантацию, как убедительно и однозначно свидетельствующих о биоинертности и безвредности этих материалов для здоровья.

Цель исследования: разработать на основе полученных данных наиболее оптимальные подходы к ведению сложных стоматологических больных на основе изучения местного тканевого ответа и реакции внутренних органов в ответ на имплантацию различных стоматологических материалов.

Задачи исследования:

1. Определить характер, объемы, динамику и степень устойчивости изменений в подкожной соединительной ткани экспериментальных животных, окружающей помещенные туда имплантаты из пластмасс и металлов.

2. Определить возможность влияния имплантированных материалов на внутренние органы, в частности на ткани печени крыс, при длительном (до года) нахождении имплантатов в подкожной соединительной ткани. Оценить степень тяжести изменений и их характерные черты.

3. Сравнить уровень токсичности для организма изученных дентальных материалов на основе оценки клеточной реакции в соединительной ткани и ткани печени в эксперименте.

4. Провести клиническую оценку различных методов ведения стоматологических больных при проведении сложных вмешательствах при имплантации и протезировании современными материалами.

Таким образом, данная работа в определенной мере способствует заполнению пробела знаний у специалистов о влиянии конструкционных стоматологических материалов на организм человека и позволит более оптимально использовать их в практике дентальной имплантологии и зубного протезирования.

Глава 1
Конструкционные материалы в стоматологии и их характеристика

1.1. Проблемы неблагоприятных системных воздействий на организм человека и стоматологическая патология

В специальной литературе при обозначении материалов, применяемых для изготовления имплантатов, используются два термина – биоматериалы и биосовместимые материалы.

Однако, если «био», являясь первой составной частью сложных слов, соответствует по значению слову «биологический», то термин «биоматериал» означает, что этот материал имеет биологическое происхождение. Поэтому биоматериалами следует называть материалы, имеющие биологическое происхождение и применяемые в хирургии для восстановления целостности тканей и функции органов.

Имея биологическое происхождение, биоматериалы являются по сути трансплантатами и поэтому не могут рассматриваться как материалы для изготовления имплантатов. Вместе с тем эти материалы достаточно широко применяются в дентальной имплантологии. Поэтому краткое описание и оценка их биологических свойств представляется вполне уместными.

Биоматериалы

Основное назначение биоматериалов при имплантации – управление процессами остеогенеза и создание адекватных анатомических условий для имплантации. Биологические материалы, применяемые для реконструкции костной ткани, могут обладать остеоиндуктивными свойствами (способностью вызывать остеогенез) или остеокондуктивными (обеспечивать продвижение фронта остеогенеза по поверхности материала).

Материалом, имеющим одновременно те и другие свойства, можно считать только аутотрансплантаты кости. Костные аутотрансплантаты содержат не только генетически идентичные костные морфогенетические белки, остеогенные клетки и остеоциты, вызывающие остеоиндукцию, но и костный матрикс, обеспечивающий остеокондукцию [Венц Б., 1998; Bays R.A., 1980; Kato E., Gimcher M., 1974].

Остальным известным на сегодняшний день биологическим материалам присуще только одно из этих свойств – какие, смотри табл.1.

Например, остеоиндуктивные свойства имеют обогащенная тромбоцитами плазма крови, содержащая высокую концентрацию остеоиндуктивных белков (PDG-F, TGF-В и IGF-I), а также препараты, содержащие костные морфогенетические белки [Венц Б., 1998; Brekke J., Toth J., 1998; Groeneveld E., 1999; Sumner D., 1995].

Остеокондуктивными свойствами обладают костные гомо– и гетеротрансплантаты [Freinberg S., Fonseca R., 1986; Lynch S., Genco R., Marx R., 1999].

Остеоиндуктивные свойства они утрачивают частично или полностью в процессе обработки и стерилизации [Aspenberg R., Lindqvist S.-B., 1998; Bays R.A., 1983].

К остеокондуктивным материалам биологического происхождения следует отнести некоторые кальций-карбонатные и кальций-фосфат-ные материалы, коллаген и производные протеинов эмалевого матрикса зубов (Эмдогейн®).

Для получения биологических кальций-карбонатных материалов используют натуральные кораллы, а кальций-фосфатных – кости животных. Получаемый из кораллов материал представляет собой поли-кристаллическую керамику, основу которой составляет кристаллический карбонат кальция – арагонит [Chave K., Smith S., Roy K., 1972; Guillemin G., 1989; Lynch S., Genco R., Marx R., 1999].

Биосовместимые материалы

Согласно определению W. Wagner (1991) биосовместимые материалы – это материалы, имеющие небиологическое происхождение и применяемые в медицине для достижения взаимодействия с биологической системой.

Биосовместимым с костной тканью может считаться материал, который в достаточной степени инертен относительно остеоиндукции и активен относительно остеокондукции.

Объяснить это положение можно следующим образом. Остеоиндуктивными свойствами обладают только специфические белки – остеоиндукторы [Reddy A., 1989; Wozney J., 1989]. Поэтому подобные свойства присущи только биологическим материалам и препаратам, содержащим эти белки и специфические факторы роста.

Таблица 1

Биологические материалы, применяемые в хирургической стоматологии и имплантологии

Небиологические материалы не могут вызвать экспрессию генов, отвечающих за митоз и дифференциацию остеогенных клеток в остеобласты, и, следовательно, любая активность этих материалов по отношению к геному стволовых мезенхимальных клеток, скорее всего, будет оказывать неадекватное или негативное воздействие на процесс остеоиндукции.

Исходя из вышесказанного, материал имплантата, с одной стороны, не должен воздействовать на геном клеток организма, ингибировать белки-остеоиндукторы, угнетать митоз остеогенных клеток, а в дальнейшем деятельность остеобластов и остеоцитов. С другой стороны, поверхность материала должна обеспечивать адсорбцию белков и адгезию клеток, органического и минерального компонентов костного матрикса, а также его физико-химическую связь с поверхностью имплантата.

С точки зрения активности по отношению к остеокондукции и взаимодействию с костным матриксом V. Strunz (1984) и J. Osborn (1985) разделили биосовместимые материалы на биоактивные, биоинертные и биотолерантные.

Биоактивные небиологические материалы – это материалы, которые включаются в ионный обмен и метаболизм костного матрикса и частично или полностью замещаются костной тканью в процессе её регенерации.

Характерной особенностью этих материалов является полная либо частичная их деградация (рассасывание) со временем и замещение нормальной костной тканью [Strunz V., 1984].

Биоактивными материалами являются кальций-фосфатные соединения, сульфат кальция, биостекло и материалы на основе некоторых высокомолекулярных полимеров.

Кальций-фосфатные материалы (трикальцийфосфат и гидроксиапатит) получают не только из биологического сырья, но и методами химического осаждения, синтеза или спекания [Lynch S., Genco R., Marx R., 1999; Spiekermann H. et al., 1995].

Являясь аналогом главного компонента минеральной основы кости, гидроксиапатит обладает выраженными остеокондуктивными свойствами, обеспечивает адгезию белков и клеток костной ткани, активно включается в ионный обмен и метаболизм костного матрикса, поддерживает ионные и ковалентные связи с минералами кости [Hislop W., Finlay P., Moos K., 1993; Lynch S., Genco R., Marx R., 1999; Pinholt E., Bang G., Haanaes H., 1991].

Создавая оптимальные условия для остеокондукции, гидроксиапатит в то же время подвергается остеокластической резорбции, растворяется в жидкой среде и рассасывается в течение 6-10 месяцев [Bguer G., 1990; Donohue W., Mascres С., 1993; Wagner W., 1991]. Причём его резорбция в губчатом слое кости происходит быстрее, чем в компактном [Piattelli A. et al., 1993].

В клинической практике применяется и нерассасывающийся гидроксиапатит, который представляет собой композиционный гидроксиапатитно-керамический материал в виде блоков или крупных гранул, полученных при спекании. Этот материал подвергается частичной резорбции, причём отдельные гранулы или фрагменты блоков, инкорпорированные вновь образованной костью, могут сохраняться на протяжении 3–5 лет [Лысенок Л.Н., 1997; Hoogendoorn H. et al., 1984].

Трикальцийфосфат не является аналогом аморфных кальций-фосфатных соединений минеральной части костного матрикса. Вместе с тем этот материал метаболически достаточно активен. In vivo большая его часть трансформируется в гидроксиапатит, а оставшаяся часть растворяется [Lynch S., Genco R., Marx R., 1999].

Сульфат кальция, или «парижский пластырь», – один из первых биосовместимых остеопластических материалов. Впервые был использован Dreesman в 1892 г. для заполнения костных дефектов. Этот материал обладает остеокондуктивными свойствами, хорошо переносится тканями, резорбируется в течение месяца, при этом происходит его замещение костной тканью [Островский А.В., 1999; Peltier L., Lillo R., 1955; Peltier L., 1961].

Сульфат кальция широко используется в оториноларингологии, ортопедии и травматологии [Coetzee A., 1980]. Может применяться при операции синус-лифт, а также хирургическом лечении заболеваний пародонта в качестве остеопластического материала [Shaffer C., App G., 1971].

Стекло – неорганический твердый материал, состоящий из трёх основных химических соединений: SiO₂, CaCO₃ и Na₂CO₃. К биосовместимым относятся стёкла, в состав которых входят: SiO₃ или SiO₂ (30–45 %), Р₂О₅ или Р₂О₂ (6 %), СаО (15–25 %) и Na₂O (около 25 %) [Островский А.В., 1999; Хенч Л., 1998].

Разновидностью биосовместимого стекла являются некоторые виды ситаллов. С физической точки зрения ситалл – это закристаллизованное стекло. Биосовместимые ситаллы имеют схожий химический состав со стеклом, но кроме SiO₃, P₂O₅, СаО и Na₂O могут содержать ещё ряд соединений: MgO, А1₂О₃, Та₂О₅ и др. [Хенч Л., 1998; Зубов Ю.Н., Дудко А.С., Пикулик Л.Н., 2000].

Биологическая активность биосовместимых стёкол и ситаллов проявляется за счёт химической деградации (растворимости) в жидких биологических средах поверхности этих материалов. В результате на поверхность выходят ионы кальция и соединения фосфора, способствующие образованию на поверхности материала кристаллов апатитов, которые формируют центры минерализации остеоида и обеспечивают физико-химическую связь матрикса кости с поверхностью материала [Штрунц В., Гросс У., Мэннер К., 1998].

Биоактивные полимеры молочной и лимонной кислот применяются в качестве рассасывающихся барьерных мембран [Островский А.В., 1999; Vernino A. et al., 1999]. К подобным полимерам также относятся композиционные материалы на основе высокомолекулярного полиэтилена с минеральными наполнителями – гидроксиапатитом или гидроксидом кальция, применяемые для остеопластики дефектов и наращивания костной ткани [Воложин А.И. и др., 1999; Ashman A., 1992; Yukna R., 1990].

Биоинертные материалы

К этой группе относятся материалы, поверхность которых может обеспечить физико-химическую связь с костным матриксом, но при этом практически не включающиеся в метаболизм костной ткани и не подвергающиеся деградации на протяжении всего периода взаимодействия с окружающими тканями.

Биоинертные материалы или их поверхность являются простейшей по химическому составу керамикой, имеющей обычные ионные связи. Основу её составляют оксиды, представляющие собой химическое соединение металла и кислорода.

Наиболее известной керамикой из группы биоинертных материалов является алюмооксидная (АI₂О₃).

Внутрикостные имлантаты, изготавливаемые из оксида алюминия, имеют поли– и монокристаллическую структуру. Алюмооксидная керамика с поликристаллической структурой имеет белый цвет; моно-кристаллическая прозрачна, по химическому составу и структуре идентична сапфиру [Kawahara H., Hirabayashi M., Shikita T., 1980; Spiekermann H. et al., 1995].

Алюмооксидная керамика имеет выраженный отрицательный заряд поверхности за счёт радикалов ионов О², что связывает молекулы эндогенных протеинов и может обеспечить физико-химическую связь костного матрикса с поверхностью материала [Zetterqvist L., Anneroth G., Nordenram E., 1991; Spiekermann H. et al., 1995].

К биоинертным металлам относятся титан и некоторые его сплавы, а также цирконий. Титан – легкий, прочный металл, обладающий высокой устойчивостью к коррозии. Титан имеет небольшой коэффициент теплопроводности и немагнитен [Галицкий Б.А., Абелев М.М., Шварц Г.Л., Шевелкин Б.Н., 1968; Helsen J. A., Breme H.J., 1998]. Широко распространён в природе и составляет 0,44 % массы земной коры. Титан содержится практически во всех камнях, песке, глине и других грунтах, а также в воде и метеоритах. В незначительных количествах он находится во всех живых организмах и растениях [Ершов Ю.А. и др., 1993].

Химическое соединение в виде оксида титана было открыто в 1791 г. английским геологом W. Georg, а в 1795 г. немецкий химик М.Н. Klatproth выделил титан как химический элемент.

Спустя 100 лет титан стал доступен для промышленной разработки. В 1910 г. инженер-металлург М. Hunter выделил из минералов ильменита и рутила тетрахлорид титана.

В 1950 г. благодаря лабораторным магниетермическим процессам был получен технически чистый титан, который содержит около 99,95 % титана, а в качестве основных примесей кислород, азот и железо в минимальных количествах.

Таблица 2

Химический состав различных марок технически чистого титана

Содержание некоторых других элементов (кальций, алюминий, водород, молибден и др.) в химически чистом титане составляет не более тысячных процента [Галицкий Б.А. и др., 1968].

На воздухе за счет адсорбции атомов кислорода на поверхности титана спонтанно образуется оксидная пленка. В результате поверхность титана с химической точки зрения превращается в стойкое керамическое соединение.

Оксидный слой на поверхности титана определяет также его умеренно выраженные остеокондуктивные свойства. Многочисленные исследования показали, что на нем происходит адгезия и связывание белков, а также ионов кальция и фосфора [Д. Вильяме, Р. Роуф, 1978; Ф. Вортингтон, Б. Ланг, В. Лавелле, 1994;. C Stanford, J. Keller, M. Solursh, 1994].

Таким образом, оксидная пленка является базой для формирования остеокондуктивной матрицы, на которой может осуществляться митоз остеогенных клеток и последующая жизнедеятельность остеобластов и остеоцитов [K. Bowers, J. Keller, 1991; L. Cooper et al., 1999].

В хирургии титан широко используется с 1952 г., хорошо изучен и является основным материалом для производства различных имплантатов.

Материал для внутрикостного имплантата может считаться биосовместимым, если на его поверхности происходит формирование кост-ной ткани и создаётся интерфейс, способный к адекватному распределению функциональной нагрузки на окружающие имплантат ткани [L. Hench, R. Splinter, W. Allen, T. Greenlee, 1972; P. Ducheyne, 1987].

Исходя из этого определения, материал, пригодный для изготовления внутрикостных имплантатов, должен обладать определёнными физико-химическими, биологическими, биохимическими и биомеханическими свойствами.

Физико-химические свойства имплантационных материалов

С физико-химической точки зрения материал имплантата не должен:

– растворяться;

– подвергаться коррозии и структурным изменениям в жидких средах организма, а также остеокластической резорбции или иной деградации, связанной с жизнедеятельностью клеток организма;

– вызывать нежелательные электрохимические процессы в тканях и на поверхности раздела имплантат/окружающие ткани.

Растворимость и деградация материалов

Растворимость кальций-фосфатных соединений, как и других биоактивных материалов, очень мала и составляет 1,0x10⁹ моль/дм³. Ещё меньшей растворимостью обладают стекло и ситаллы [Ершов Ю.А. и др., 1993]. Однако биоактивные материалы подвергаются остеокластической резорбции и, таким образом, являются биодеградируемыми.

Биоинертные и биотолерантные материалы можно считать практически нерастворимыми. Например, растворимость поверхностного оксидного слоя титана в физиологическом растворе составляет всего 0,043 нм в день [K.D. Allard, M. Ahrens, K. Heusler, 1975].

Таблица 3

Сроки биологической деградации биоактивных материалов

Кроме того, эти материалы не подвергаются остеокластической резорбции и поэтому являются небиодеградируемыми.

Кроме растворимости любой материал в той или иной степени подвержен диссоциации – распаду молекул в жидкой среде на ионы (атомы и молекулы, потерявшие или присоединившие электроны).

Суть диссоциации как физико-химического процесса заключается во взаимодействии молекул материала и растворителя (например, воды, тканевой жидкости или слюны), которое приводит к ослаблению взаимного притяжения положительно и отрицательно заряженных ионов, что вызывает распад части молекул растворяемого вещества на ионы.

Соотношение между числом распавшихся на ионы молекул и общим количеством молекул вещества называется степенью диссоциации [Б.М. Яворский, Ю.А. Селезнёв, 1989; Ю.А. Ершов и др., 1993].

Степень диссоциации и коррозия, под которой подразумевается разрушение или растворение вещества под химическим воздействием внешней среды или жидкости, являются одним из основных показателей пригодности того или иного материала для изготовления имплантатов.

В соответствии с Европейским стандартом (EN ISO 8891, 1995), коррозия материала, пригодного для изготовления имплантатов, должна быть менее 14,3 мкг/см² в день. Согласно тестам, коррозия титана и его сплавов составляет 11 мкг/см в день [Б. Венц, 1998].