имплантология


Открытие, которое перевернуло стоматологию...
branemarkВ 1965 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). Исследования Бранемарка были направлены на изучение аспектов восстановления и регенерации кости после травмы, и самое примечательное, что феномен остеоинтеграции (от Латинского os, кость) был открыт совершенно случайно. На основании этого явления был сделан вывод о биоинертности титана, а последующие исследования привели к созданию наиболее прогрессивной системы протезирования за всю мировую историю стоматологии.
Первые научные исследования.
В начале, Бранемарк не намеревался развивать процедуру вживления титановых компонентов в кость, так как его интерес был направлен на изучение воспроизводства и поведения клеток крови in vivo. Тезис его докторской диссертации был основан на изучении кровоснабжения кости и костного мозга, так как в то время было недостаточно информации относительно воспроизводства клеток крови.
Бранемарк хотел изучить регенерацию костной ткани, взаимодействие между костью, костным мозгом и кровью, описать процессы, происходящие в костном мозге после травмы.
Чтобы выполнить эту задачу, он проводил серию экспериментов, в которых использовал маленькую оптическую камеру, которая была хирургическим путем установлена в большеберцовую кость кролика, и исследовал кровоснабжение в кости. Это было первым шагом на пути открытия явления остеоинтеграции.
В качестве корпуса оптической камеры Бранемарк решил использовать титан. Этот металл был обнаружен в 1791, но его чистая форма была получена более чем через 100 лет. Его коммерческое производство требовало развития новых методов механической обработки, чтобы достигнуть той структуры поверхности, которая воспринимается живыми тканями. Титан обладает высокой стойкостью к химическому воздействию, и является более стойким к коррозии, чем безупречная нержавеющая сталь. Благодаря этим свойствам, чистый титан стал идеальным металлом для экспериментов Бранемарка. Кроме того, этот металл был рекомендован хирургом-ортопедом Хансом Эмневсом из Лунда, который исследовал различные металлы, используемые в качестве бедренных протезов. Бранемарк получил образец металла, изготовленного Avesta Jernverk, и начал использовать чистый титан для изготовления камер.
При введении титановой камеры в большеберцовую кость кролика, Бранемарк следовал наиболее щадящей хирургической процедуре, с тем, чтобы произвести на ткани минимальное повреждение. Он полагал, что кость имеет ограниченную способность к заживлению и должна быть обработана так же тщательно, как и другие хрупкие ткани тела, такие как глаз или мозг. Через несколько месяцев экспериментов, Бранемарк доказал, что регенерация кости - это диалоговая функция костной ткани и костного мозга. С другой стороны, он с грустью заметил, что камера, помещенная в большеберцовую кость кролика стала неотъемлемой частью структуры кости и не могла быть повторно использована, таким образом требуя дополнительных затрат на проведение исследований.
Первый пациент.
Через несколько лет, Бранемарк установил и описал основные принципы полного сращения титановой структуры с костью это - высокая точность компонентов и минимальная травма костной ткани, компоненты должны быть полностью стерильны, чтобы избежать инфицирования.
Следующим шагом стало исследование всех биофизических свойств титана, для его применении в медицинских целях. Для получения достоверных результатов нужны были клинические испытания на добровольцах. Первоначально планировалось работать с травмами суставов колена и бедра, полученных в автомобильных авариях. Однако, первые практические испытания, по воле счастливого случая, были проведены для восстановления утраченных зубов.
Первый пациент - Госта Ларссон, имеющий долгое время проблемы с зубами, при посещении своего дантиста случайно услышал об исследованиях, проводимых в Университете Gothenburg и решил стать добровольцем в этих ранних исследованиях. Он потерял все зубы на нижней челюсти еще в возрасте 34 года, у него была расщелина неба, деформирована верхняя челюсть и подбородок, он испытывал постоянную боль и значительные трудности при еде и разговоре. Он уже практически смирился с этими проблемами, пока не услышал о новом исследовании.
Несмотря на то, что технологии, которые использовал Бранемарк и его коллеги не были приняты большинством челюстно-лицевых хирургов и травматологов, лечение, проведенное Госта Ларссону, было первым и было успешным. Этому пациенту для фиксации съемного протеза на нижнюю челюсть были установлены 4 имплантата. После проведенного лечения, Ларссон мог жевать, есть и говорить и жил с этим протезом полноценной жизнью, пока не умер в 2006г.
Случайный выбор пациента с проблемами в полости рта для первой имплантации стал отправной точкой для развития совершенно новой отрасли стоматологии - имплантологии.
Анатомические и иммунные особенности челюстно-лицевой области дали возможность говорить о наилучшем прогнозе приживления имплантатов именно в челюсти, и о самом долгосрочном их использовании. Однако, враждебное отношение Общества Стоматологов Швеции лично к Бранемарку (Пер Ингвар Бранемарк по образованию не являлся дантистом) тормозило развитие имплантологии. Личные и профессиональные нападки, направленные против Бранемарка, заставили его с большой осторожностью исследовать и внедрять в практику явление остеоинтеграции.
Распространение открытия по всему миру.
Когда Джордж Зарб - один из наиболее влиятельных исследователей в области разработки искусственных заменителей корней зубов (Университет Торонто, Канада), узнал об исследовании, проводимом Бранемарком, он немедленно отправился в Гётебург, где провел шесть месяцев, убеждая Бранемарка поделиться результатами своих исследований с миром. Зарб и его группа были первыми, кто проводил исследования за пределами Швеции параллельно с Бранемарком.
Для того чтобы ускорить распространение концепции остеоинтеграции в 1982 году в Торонто (Канада), на базе одной из стоматологических клиник, при поддержке Университетов Торонто и Гетеборга, была проведена конференция по остеоинтеграции. Зарб лично написал приглашение многим известным исследователям и ученым, приглашая их изучить новую оригинальную методику восстановления зубов.
Большинство стоматологов приняли участие в конференции только из-за приглашения профессора Зарба, и позже отмечали, что они никак не ожидали, что новая технология будет лучше, чем все предыдущие попытки.
Несмотря на 15 лет клинических исследований, и не только в Швеции, Бранемарк был обеспокоен, примет ли высокое стоматологическое общество его презентацию; однако, по завершении конференции, его исследования были высоко оценены, и в течение последующих лет, многие участники этой конференции даже стали его сотрудниками.
С тех пор, несколько всемирно известных институтов присоединились к команде разработчиков и исследователей остеоинтеграции в таких странах как: Соединенные Штаты, Канада, Австралия, Бельгия, Швеция, Испания, Италия, Бразилия, Чили, Япония и Корея.
( по материалам Главы 1 книги " У истоков - Бранемарк и Развитие остеоинтеграции " - McClarence, Элайн - Книги Квинтэссенции, Берлин, Германия, 2003).Течение процесса остеоинтеграции зависит от ряда факторов. Наиболее очевидно влияние на приживление и характер тканевой интеграции имплантатов физических и химических свойств их материалов. Разные материалы неодинаково влияют на остеоинтеграцию. Если в первый месяц такие различия еще не проявляют себя полностью, то в последующие недели воздействие материала на остеоинтеграцию усиливается. Экспериментируя in vivo на животных и вводя в их костную ткань тантал и титан, P.-I. Branemark и соавт., Т. Аlbrektsson и соавт. с помощью специально разработанной оптики наблюдали динамику изменений в тканях микроваскулярной системы кровеносного русла, ее структуры и функции.
В дальнейшем в экспериментах с другими металлами и их сплавами была подтверждена интеграция кости с металлической поверхностью. Наиболее адекватный остеогенез отмечен при использовании титана. В частности, эксперименты показали, что к технически чистому титану кость прирастает гораздо прочнее, чем к сплаву титана с алюминием и ванадием. Кроме того, установлено, что частицы технически чистого титана по сравнению с кобальто-хромовыми частицами вызывают значительно большую активизацию воспалительных посредников, участвующих в резорбции кости. Имплантаты из технически чистого титана полностью инкорпорируются в кость, и минерализированная ткань полностью конгруэнтна с микронеровностями на их поверхности. Именно этот факт P.-I. Branemark считал главным, предопределяющим остеоинтеграцию при зубной имплантации. Аналогичные данные получили М.З. Миргазизов, М.А. Меликян у титановых пористых имплантатов с эффектом памяти формы.
Помимо материала, приживление имплантатов зависит от особенностей мест их постановки, включая количество и качество имеющейся там кости, а также от пропорциональности их опоры на кортикальную и губчатую кость. Идеальные условия для постановки имплантатов и адекватного морфогенеза создаются при достаточном количестве губчатого вещества и плотной структуре кортикального вещества кости. От качества кости зависит не только первоначальная стабильность имплантата, но и непосредственно регенерация кости. При одинаковой стабильности новая костная ткань вокруг имплантата образуется быстрее тогда, когда площадь контакта костных клеток с его поверхностью больше. Важную роль при этом играет пористость кости, т.е. ее анатомическое строение. Так, при гистологическом исследовании имплантатов, удаленных в одинаковые сроки после их приживления, отмечено, что при мелкоячеистой губчатой кости на площадь ее контакта с телом имплантата приходилось 74,5 % и заполнение новой костной тканью составило 18,4 %, тогда как у имплантатов, поставленных в крупноячеистую губчатую кость, соответствующие показатели составили 33,9 и 6 %.
Качество кости имеет прямую связь с состоянием костного мозга. Уже при первых исследованиях реакции тканей на зубной имплантат в костном мозге отмечались морфологические изменения, главным образом нарушения гемодинамики под влиянием механических или химических воздействий. Установлено, что микроваскуляризация в костном мозге интимно связана с процессами приживления имплантата. Об этом свидетельствовали изменения как в самом костном мозге, так и в его лакунах. При последующих экспериментах, проведенных по оригинальной методике прижизненных наблюдений за состоянием костного мозга у мышей после введения им имплантата, помимо прямого контакта с ним кости, обнаружены участки регенерированного костного мозга. Некоторые клетки его имели морфологические характеристики макрофагов и гигантских многоядерных клеток. Все это свидетельствовало о прямом участии костного мозга в длительно протекающих процессах интеграции имплантата в кости.
Остеоинтеграция находится в прямой зависимости от площади прямого контакта кости с имплантатом. Это связано прежде всего с тем, что при большей площади вероятность микродвижений имплантата меньше и лучше обеспечивается его плотное соединение с костью. Высказывается мнение, что на остеоинтеграцию могут влиять размеры имплантата, его диаметр и длина. Однако экспериментально это не подтверждено. При разных формах и размерах титановых имплантатов количество кортикальной кости в их контактной зоне было фактически одинаковым. Это позволило сделать вывод, что геометрия титановых конструкций заметного влияния на остеоинтеграцию не оказывает.
В то же время в эксперименте установлено, что площадь прямого контакта новой кости в значительной мере зависит от материала имплантата. Сравнение имплантатов из технически чистого титана, виталлиума и сплава титана с алюминием и ванадием показало, что разница в контакте может быть значительной — от 18,5 до 78 % поверхности имплантата. Следует учитывать, что у одного и того же имплантата площадь прямого контакта в кортикальной и губчатой кости может быть разной. Что касается влияния на приживление имплантатов топографии их поверхности, то при исследованиях оно отмечается неизменно. Это легко прослеживается при остеоинтеграции имплантатов с плазменным титановым покрытием.
При лабораторных исследованиях на клеточном уровне отмечено, что остеобласты более чувствительны к изменениям поверхности материала, чем фибробласты. Также в лабораторных условиях in vivo установлено, что топография поверхности имплантата влияет на минерализацию. Проведенные in vivo исследования у людей показали, что на полированных поверхностях, хотя клетки прикрепляются к ним активно, новой костной ткани образуется меньше. Шероховатость поверхности имплантата ускоряет образование кости, так как способствует созданию остеобластной матрицы, клеточному делению идо некоторой степени изменению фенотипа. В связи с этим активизируется процесс формирования губчатой кости после постановки имплантата, который требует достаточного количества клеток и высокой биосинтетической активности для производства протеиновой матрицы, необходимой для минерализации. Однако изучение клеточной пролиферации и биосинтеза протеина в ходе лабораторных экспериментов in vitro свидетельствует о том, что в таких искусственных условиях топография поверхности материала большой митогенной роли в остеогенезе не играет.
Для процесса остеоинтеграции большое значение имеет также физико-химическая реакция поверхности материала имплантата на культуру клеток. В лабораторных условиях установлено, например, что имплантация ионов на поверхность платины или сплава палладиума уменьшает клеточную активность и выраженность токсических реакций. Имплантаты высвобождают ионы, которые могут влиять на дифференцировку клеток в контактной зоне кость — имплантат in vivo, но неизвестно, какие последствия для клеток могут иметь место при воздействии ионов на поверхность имплантата.
На остеоинтеграции отражается также возраст организма. В эксперименте у молодых крыс при одинаковых условиях формировалось больше новой костной ткани, чем у взрослых особей. У молодых животных контакт с костью был опосредован толстой аморфной зоной, тогда как у взрослых особей на поверхности имплантатов обнаружена хорошо развитая соединительная ткань.
Ускорять или замедлять остеоинтеграцию могут различные физические факторы. По данным сканирующей микроскопии, обработка поверхности цилиндрических имплантатов ультрафиолетовыми лучами и потоком разрядов радиочастоты ускоряет их приживление в период до 3 мес. В это время происходит как образование новой кости в пространстве между имплантатом и стенками костного ложа, так и замена ею некротизированной кости, что подтверждают обычные морфологические и ультраструктурные исследования. Разницы в темпах окончательного заживления у обработанных и необработанных имплантатов не обнаружено. Тем не менее высказывается предположение, что обработка ультрафиолетовыми лучами и потоком разрядов радиочастоты может ускорять приживление имплантатов. Столь же положительное влияние оказывает гипербарическая оксигенация. В эксперименте при ее применении отмечено усиление синтеза коллагена, активности остеобластов и остеокластов. Также в эксперименте ускорение костной интеграции выявлено при покрытии имплантатов зольно-гельным титаном (ТЮ2) и предварительной обработке титановых имплантатов перекисью водорода, что, как предполагается, ускоряет гидролиз и делает поверхность имплантатов биоактивной. Ускоряет остеогенез обработка титана различными лазерами. Так, А.И. Воложин и соавт. установили значение поверхности имплантата для его остеоинтеграции с костью. Остеоинтеграция происходит более активно при обработке поверхности эксимерным и С02-лазером. Губчатая кость развивается быстрее у поверхности титановых имплантатов, обработанных лазером. Соединение его с костью бывает более плотным. Характерно появление уже через 15 дней большого числа остеобластов, а к 30-м суткам намечались участки прямого контакта костных трабекул с имплантатом. Спустя 60 сут после имплантации вокруг конструкции была видна костная пластина толщиной 500—700 мкм. Некоторые медикаменты могут активизировать формирование фибробластов. В эксперименте наблюдалось более активное образование их в контактирующей кости у имплантатов, обработанных перед постановкой 0,12 % раствором хлоргекседина.
На приживление имплантата отрицательно влияет радиационное воздействие. Прижизненное изучение сосудистой реакции кроликов на титановые имплантаты, установленные после ионизирующего облучения, показало, что радиация привела к повреждению сосудов и усилению лейкоцитарной инфильтрации. В капиллярах уменьшался поток крови. Наибольшее разрушение наблюдалось в капиллярах и венулах, меньшее — в артериолах. Определенную тревогу у исследователей вызывало возможное влияние титана на общие функции организма, поскольку при заглублении имплантата в костное ложе неизбежны трение его о прилегающую кость и снятие с его поверхности микрочастиц металла. При специальном экспериментальном исследовании установлено, что вначале эти частицы титана оставались на контактирующей с имплантатом поверхности кости, но через 5 мес там они не обнаруживались и были зарегистрированы во внутренних органах. Больше всего микрочастиц титана оказалось в легких, значительно меньше — в почках и печени. Был сделан вывод, что в силу микронных размеров частиц их перенос был клеточным и переносчиками служили макрофаги. Однако, поскольку титан нетоксичен и хорошо переносится организмом, такие малые концентрации его не угрожают внутренним органам.
Приживление имплантатов зависит также от их биомеханической нагрузки. Высказывается мнение, что характер морфологических изменений в послеоперационном периоде обусловливается главным образом биомеханической стабильностью имплантатов, которая в свою очередь зависит от ряда факторов, в том числе от качества кости, конструкции имплантата, микроморфологии его поверхности, ее конгруэнтности с костным ложем. Это подтверждается результатами экспериментальных и клинических исследований. Ранняя нагрузка подавляет образование кости в зоне контакта имплантата с поверхностью костного ложа. Кроме того, длительная ранняя нагрузка усиливает воспалительную реакцию в зоне костного ложа, вызывая резорбцию кости и инкапсуляцию самого имплантата.
На гуморальные и клеточные реакции влияет температурное воздействие во время формирования ложа имплантата. С повышением температуры кости возрастает число гигантских клеток инородных тел. При температуре выше 41 °С кровеносные сосуды, ток крови, жировые клетки и костные балки начинают претерпевать значительные изменения, а нагрев до 52 °С приводит к перманентной остановке кровотока и некрозу тканей. Экспериментально выявлено, что при работе в кости бором предельно безопасной является температура до 47 °С. Этот же предел температурного нагрева кости установлен с помощью электронно-микроскопического исследования при различных работах непосредственно на имплантатах, в том числе при их электрополировке. Обнаружено воздействие охлаждения при работе борами, которое может быть внутренним (через бор) или внешним. Как показали эксперименты, под влиянием охлаждения остеокластическая резорбция кости через 4 нед возрастает до 0,5 мм в компактном веществе и до 0,18 мм в губчатом, причем на гуморальные и клеточные реакции внешнее охлаждение влияет более адекватно, чем внутреннее. В то же время при остеотомии в глубоких отделах кости внутреннее охлаждение влияет на ткани более положительно. Однако через 8—12 нед ремоделированная контактная зона кости становится одинаковой независимо от вида охлаждения.
Характер приживления имплантата в значительной степени зависит от хирургических действий при остеотомии для его постановки: откидывания слизисто-надкостничных лоскутов, манипуляций с костью, слизистой оболочкой и надкостницей. Даже при осторожных и щадящих действиях нельзя избежать повреждения кости и на поверхности костного ложа всегда образуется слой омертвевшей кости. К повреждению сосудов, помимо перегрева кости, может привести излишнее травмирование тканей при остеотомии за счет трения и других механических воздействий. Вызванное этим нарушение кровоснабжения находящихся в контакте с имплантатом тканей может стать причиной его инкапсуляции или отсутствия оссификации. Кроме того, практически невозможно добиться идеального прилегания поверхности имплантата к кости, вследствие чего между костью и имплантатом неизбежно образуются отдельные пустоты. Все это сказывается на остеогенезе.
На заживлении костной ткани отражается травматичность операции на мягкой ткани, так как сохранение целостности периоста и локального кровоснабжения обеспечивает хорошее функционирование остеобластов. Однако гистологические и морфометрические результаты экспериментов с немедленной имплантацией на животных показали, что на интеграцию в более значительной степени, чем травма мягкой ткани, влияет анатомическая локализация вмешательства.
При всей очевидности разницы во мнениях относительно того, что больше и что меньше влияет на конкретные стороны динамики морфологических изменений при внутрикостной зубной имплантации, все исследователи считают, что характер сращения тканей с имплантатом, хотя и в разной степени, но всегда напрямую зависит от имплантируемого материала, формы и конструкции имплантата, количества и качества кости, хирургических манипуляций при постановке имплантатов, нагрузки в зубных протезах и гигиены полости рта.
На остеоинтеграцию имплантатов могут влиять ферменты, действующие в первой стадии воспаления после остеотомии. Лизосомальные протео-, глико-и липолитические ферменты накапливаются в молодых клетках кости и внеклеточном матриксе и регулируют фибриллогенез, нейтрализуют действие органических эфиров фосфорной кислоты и способствуют минерализации. В результате репаративной регенерации возникает ткань, мало отличающаяся от исходной, или за счет созревания соединительной ткани формируются более плотные структуры. Наиболее активно этот процесс выражен в кости, где происходят резорбция и депонирование, а также реконструкция как ответ на введение имплантата и костная рецессия. Иначе говоря, имеет место полная регенерация. Она может быть идеальной, когда происходит плотное сращение кости с имплантатом, и тогда ее называют остеоинтеграцией. В других случаях отмечается процесс рубцевания, при котором наступает фиброзное сращение — фиброинтеграция. Процесс, протекающий на этом этапе, достаточно сложный и не статичный, а динамичный. Фиброинтеграция и остеоинтеграция — это последовательные фазы одного и того же процесса. Его течение зависит от ряда клинических факторов, т.е. от больного (в частности, от защитных реакций его организма) и от физических и других факторов, таких как сам имплантат.
В интеграции тканей и имплантата важную роль играет дифференцировка клеток. Непрерывно растут и дифференцируются остеобласты. Развитию остеобластного фенотипа способствует ряд факторов: понижающее регулирование пролиферации, биосинтез, организация коллагеновой внеклеточной матрицы I типа и ее минерализация. Добавление к изолированным остеобластам гормонов и факторов роста кардинально нарушает процесс пролиферации и непосредственно экспрессии генов. Изменения касаются прежде всего способности клеток образовывать остеоидную ткань, которая впоследствии претерпевает структурную и функциональную перестройку. Если в начале приживления воспалительная реакция выражается в биохимических процессах, то наступающая затем дифференцировка клеток указывает на соединение имплантата и кости. В контактирующей с имплантатами кости ткань характеризуется неоднородностью процессов. При исследованиях в одних препаратах красные клетки крови располагались между поверхностью имплантата и слоем ткани, состоящей из обызвествленной и декальцинированной кости и небольшой зоны с отдельными вкраплениями титана и слоем аморфного материала. В других же препаратах определялась ткань, состоящая из коллагеновых волокон, а рядом с ней отдельные фрагменты титана и декальцинированная кость. Слой аморфного материала располагался между коллагеновой тканью и имплантатом.
Контактному слою кость—имплантат свойствен ряд функциональных черт: 1) молекулярной абсорбции; 2) клеточной адгезии; 3) адгезии минерализованной матрицы у поверхности имплантата; 4) модуляции ремодулирования кости и таким путем сохранения кости на поверхности имплантата; 5) контроля остеокондуктивности; 6) контроля роста кристаллов; 7) модуляции передачи нагрузки от имплантата к кости хозяина.
Контактная зона имплантатов не бывает однородной. Гистологический анализ свидетельствует о наличии по крайней мере трех типов морфологии контактного слоя, к которым L. binder и соавт., Т. Albrektsson и соавт. относят: 1) бесклеточную и аморфную бесколлагеновую зону толщиной около 500 нм; 2) зону аморфного материала толщиной 50 нм, отделяющую имплантат от организованной коллагеновой матрицы; 3) рыхлую волокнистую ткань толщиной 500—600 нм, отделяющую поверхность имплантата от коллагеновой матрицы. Такое морфологическое строение контактного слоя наблюдалось у имплантатов из разных материалов, включая технически чистый титан, нержавеющую сталь и виталлий.
При электронно-микроскопическом изучении зоны контакта кости с имплантатом выявлены красные клетки крови между поверхностью имплантата и новой костной тканью — обызвествленной и декальцинированной костью. В этой зоне обнаружены вкрапления титана и небольшой слой аморфного вещества. Большие частицы титана отмечались в коллагеновой ткани с участками декальцинированной кости. К этим участкам прилегал слой аморфного вещества толщиной 0,5 мкм.
Соединение клеток с имплантатами происходит через посредство процессов, происходящих на их поверхности. Прямой контакт клеток с поверхностью имплантатов, наблюдаемый in vivo, служит показателем приживления. Хотя при обычном микроскопическом изучении процесса на поверхности имплантатов отмечается новая кость с остеоцитами, в большинстве случаев свидетельств активности процесса мало. Контакты клеток с имплантатом немногочисленны, как ограничено и их взаимодействие. В таком взаимодействии важную роль играют молекулы экстрацеллюлярного матрикса, так как через них передаются связанные с процессом остеоинтеграции прямые и физиологические сигналы из контактного слоя к прилегающим клеткам. На этом нередко строится предположение о возможности путем изменения поверхности имплантата влиять на мезенхимальную дифференцировку клеток в остеобласты. Однако формирование кости на поверхности имплантатов не может полностью зависеть от прикрепления остеобластов или им направляться. При тщательном исследовании заживающей кости на поверхностях, покрытых гидроксиапатитом, не выявлено остеобластного или предклеточного присоединения к поверхности титана как обязательной ступени приживления. По данным С. Clokie и Н. Warshavski, а также L. Under и соавт., остеоинтеграция представляет собой процесс постепенной минерализации, направленный в сторону поверхности имплантата, а не возникающий на его поверхности. Активное формирование кости происходит от границ травмы, вызванной в кости оперативным вмешательством, к поверхности имплантата. Поскольку развитие этого процесса во многом зависит от быстроты формирования грубоволокнистой кости, для образования необходимой для минерализации протеиновой матрицы требуются достаточное количество клеток и высокий уровень их активности. Как показали проведенные J. Martin и соавт. и другими авторами исследования in vivo у людей, загрубление поверхности имплантатов в этих целях способствует созданию остеобластной матрицы, клеточному делению и в некоторой степени изменению фенотипа.
Несмотря на достаточно большой объем лабораторных, экспериментальных и клинических исследований контактного слоя, многие вопросы его строения, биохимической и динамической природы еще не изучены.
При экспериментальном исследовании композиционной морфологии контакта недекальцинированной кости с 60 костно-интегрированными плоскими и в форме корня зуба имплантатами, проведенном D. Steflik и соавт. (1997) с помощью электронного микроскопа, установлено, что после 2 лет функционирования опорой имплантатам в одинаковой степени служат как минерализованные, так и неминерализованные ткани. Большая часть поверхности имплантатов находилась в прямом контакте с костью челюсти. Плотно минерализованная коллагеновая волокнистая матрица часто была отделена от имплантата на 20—50 нм. Клеточный процесс распространялся к имплантату прямо из подлежащих костных клеток. Однако между теми же имплантатами и костью отмечались участки неминерализованных костных матриц. На таких участках с этими же матрицами взаимодействовали остеобласты и обнаруживались впадины Хоушипа, содержавшие васкулярные элементы и гигантские костные клетки (остеокласты).
У ряда имплантатов апикальный конец контактировал с фиброзно-жировой стромой. О том же свидетельствуют эксперименты, в которых по периметру имплантата на значительных участках выявлялась минерализованная кость, плотно прикрепленная к металлу. На других участках при электронно-микроскопическом исследовании определялись островки соединительной ткани размером 2 нм, на которых были видны остеобласты. Остеогенез развивался на поверхности имплантата в направлении участков тканей, богатых сосудами. Эти данные подтверждают плотное соединение имплантатов со здоровой минерализованной костью и дальнейший остеогенез независимо от их конструкции, в том числе у плоских имплантатов.
По-видимому, ремоделирование представляет собой активный катаболический с участием гигантских костных клеток (остеокластов) и метаболический (остеобластов) процесс. Реакция тканей, которые служат имплантату опорой, очевидно, является результатом взаимосвязей остеобластов, остеоцитов и остеокластов при наличии ангиогенеза. Исследователи сделали вывод, что реакция прилежащих к имплантату тканей динамична и заключается во взаимодействии всех клеток и тканей по всей длине тела имплантата.
Ряд исследователей считали, что адекватный морфогенез происходит только при одноэтапном оперативном вмешательстве. Вместе с тем I. Eriksson и соавт. в эксперименте не отметили разницы в остеогенезе при одно- и двухстадийной постановке имплантатов. Природа контактной зоны между аморфным слоем и поверхностью имплантата до конца не изучена. В большой степени она зависит от материала имплантата, его биомолекулярного уровня, т.е. от молекулярной способности к поляризации, диэлектрической константы поверхности окисления, локальной микроструктуры, химической композиции поверхностного окисления и других химических связей, в том числе ионных ковалентных. Исходя из этого, различают слабое химическое соединение, прямое ионное химическое соединение и комбинированное. Если такие материалы, как керамики, дают плотное соединение, то полимеры — слабое. Что касается технически чистого титана, то мнения о характере его соединения расходятся. Поданным некоторых исследователей, прямое соединение титана и кости при имплантации не всегда бывает прогрессивным. К такому выводу, в частности, пришли L. Cooper и соавт., которые с помощью электронной оптики наблюдали остеобласты на титановой и коллагеновой поверхностях после их обработки и в разные сроки инкубационного периода. При сравнении коллагена 1 с чистым титаном по характеру соединения с тканями они обнаружили, что прикрепление костных клеток к титану в 5—10 раз слабее. По их мнению, есть основание полагать, что в будущем позиции в отношении прямого соединения титана и кости могут быть пересмотрены.
Для понимания морфологических процессов, происходящих в контактной зоне после постановки имплантатов, очень важны прижизненные исследования. Непревзойденны по значимости наблюдения in vivo за костью и мягкой тканью, проведенные С. Hammerle и соавт.. Авторы ставили добровольцам в кость челюсти полые имплантаты (трубки). В сроки 2; 7 и 12 нед через трубки-имплантаты брали образцы тканей. В период до 12 нед получали только мягкую ткань, а после 12 нед начала отмечаться мягкая и костная ткань, степень минерализации которой в динамике увеличивалась.
Фиброинтеграция, возникающая у плоских имплантатов, связывается главным образом с ранней нагрузкой на них. Высказывается мнение, что именно по этой причине плоские имплантаты менее долговечны, чем имплантаты в форме корня зуба. Тем не менее L. Linkow продемонстрировал клиническую и рентгенологическую стабильность плоского имплантата, функционировавшего в течение 19 лет. Удалить его после поломки удалось только путем выпиливания вместе с блоком кости. Гистологическое исследование показало, что все поверхности имплантата были покрыты костью. Морфометрический контакт конструкции и кости был отмечен на 46,4— 82,3 % их поверхности.
При зубной имплантации не только ткани, но и сами плотно стоящие в кости титановые имплантаты могут претерпевать различные изменение и большое значение в этих процессах придается окисной пленке, которая мгновенно образуется при контакте титана с воздухом или физиологическими жидкостями. Количество окисной пленки напрямую зависит от стерильности имплантата, но, как показали электронно-микроскопические и сканирующие исследования, на поверхности даже стерильных имплантатов имеются органические загрязнения и разные химические элементы. Взаимодействие с тканевыми жидкостями инертной окисной пленки, образующейся на поверхности титанового имплантата, может привести к его разрушению. Об этом свидетельствует значительное разрушение плазменного напыления цилиндрических имплантатов "ITI" и "IMZ", удаленных из кости. Имплантаты "ITI" теряют в кости 43 %, имплантаты "IMZ" — 88 % плазменного напыления. Процесс разрушения подтверждает обнаружение ионов титана в прилегающих мягких и костных тканях.
Приживление зубного имплантата всегда сопровождается атрофией альвеолярного гребня. По-видимому, это связано главным образом с операционной травмой при установке имплантата. При нормально протекающей остеоинтеграции в первый год функционирования имплантата кость теряет от 0,5 до 1,5 мм высоты. Затем этот процесс становится менее активным, и ежегодная потеря кости не превышает 0,1 мм. Повышенная нагрузка на имплантат и развитие вокруг него воспалительных явлений могут значительно усилить послеоперационную резорбцию кости.
Приведенный выше краткий обзор медицинской литературы свидетельствует, что динамика морфологических изменений при внутрикостной имплантации in vivo большинством исследователей описана на основании результатов экспериментальных исследований на животных. Однако в последние годы в таких исследованиях обозначился новый этап. Опубликованы данные о прижизненном изучении морфогенеза при зубной имплантации, в том числе о микроциркуляции в прилежащих к костям мягких тканях. Это дает основания полагать, что уже в ближайшее время можно ожидать новых теоретических и практических рекомендаций, которые будут способствовать прогрессу зубной имплантации.
Основные показатели остеоинтеграции1.1 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:
процесс образования первичного матрикса (первые сутки после установки имплантата)
фаза дифференцировки костеобразующих клеток из предшественников на поверхности прекостного матрикса и образование слабоорганизованной, но богатой клеточными элементами грубоволокнистой костной ткани или остеоида.
фаза вторичной перестройки - продолжается более года.

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 остеоинтеграцииГистоморфометрическое исследование – изготавливаются и затем окрашиваются продольные срезы толщиной от 20 до 40 микрон комплекса интегрированных лабораторным животным имплантатов с окружающей костной тканью. Оцениваются качественные и количественные параметры остеоинтеграции. Для выявления степени образования костного матрикса вокруг имплантата, подсчитывается общий процент костно-имплантационных контактов по периметру среза. Также подсчитывается процент минерализованного костного матрикса в пределах участка, ограниченного двумя витками резьбы имплантата и высчитывается среднее значение для каждого имплантата. Высчитывается процент минерализованного костного матрикса зеркальной области напротив трапециевидного участка, ограниченного двумя витками резьбы имплантата, что характеризует объем минерализованного костного вещества в прилегающей к имплантации области.


Современной и наглядной моделью, отражающей активность остеогенных клеток, является культивирование на различных имплантационных поверхностях клеток MG63 – клеток первоначально изолированных из остеосаркомы человека. По свойствам они напоминают незрелые остеобласты. Культивируя эти клетки на различных поверхностях можно определить как шероховатость, состав и пористость поверхности влияют на адгезию клеток, их пролиферацию, метаболизм, секрецию цитокинов, ростовых факторов и других показателей.
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.
Другой моделью, отражающей влияние поверхности на степень дифференциации клеток остеобластной линии является культивирование на титановых образцах с различным рельефом лабораторной культуры человеческих эмбриональных мезенхимальных палатинальных клеток. Эта модель позволяет отслеживать организацию клеток на поверхности образцов, морфологию цитоскелета, скорость и степень дифференцировки с определением зрелого для остеобластных клеток фенотипа.
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.

Приложенные файлы

  • docx 15813599
    Размер файла: 45 kB Загрузок: 0

Добавить комментарий