Рекомендация
Студентам
Вы можете использовать данную статью как часть или основу своего реферата или даже дипломной работы или своего сайта
Просто перейдите по ссылке ниже, редактируйте статью, все картинки тоже доступны, все бесплатно
Редактировать статью?!
Скачать статью в формате PDF
Сохраните результат в MS Word Docx или PDF, делитесь с друзьями, спасибо :)
Категории статей
Методы изготовления имплантатов
Кафедра хирургической стоматологии
Выполнил: Студент 4 курса стомат. ф-та
Сошин С.Е.
Волгоград 2002г.
Потеря зубов в результате заболевания или травмы всегда была неотъемлемой частью человеческого существования, поэтому зубное протезирование имеет давнюю историю. Зубы имеют не только огромное функциональное значение, они играют также важную эстетическую роль. Находки древних цивилизаций свидетельствуют о том, что ещё много веков назад предпринимались попытки замещать утраченные зубы с помощью металлической проволоки.
Сегодня в зубном протезировании нуждаются сотни миллионов людей в мире. Разнообразные клинические ситуации заставляют стоматологов прибегнуть к съемному протезированию, что для многих пациентов, по эстетическим и психологическим соображениям, является неприемлемым методом лечения. В течение последних десятилетий проблема становилась острее в связи с тем, что всё большую часть обращающихся за помощью больных представляют молодые пациенты, в возрасте 35 – 40 лет.
Съемные протезы обладают и другими большими недостатками, которые нельзя не учитывать. По данным литературы, жевательная эффективность при съемном протезировании значительно снижена, и составляет в среднем 17 % по отношению к интактному жевательному аппарату.
Съемные протезы оказывают негативное воздействие на ткани протезного ложа и усиливают процессы атрофии костной ткани челюстей. У больных пользующихся полными съемными протезами, в течение 5 лет степень атрофии составляет 5,2 мм (в среднем 1 мм в год), в то время как у больных с полной адентией, не прибегших к протезированию – 0,1 мм в год на верхней и 0,4 мм на нижней челюсти.
В связи с этим, важнейшей проблемой современной стоматологии является замещение дефектов зубных рядов при помощи имплантатов.
Стоматологическая имплантология относится к методу развивающемуся сравнительно недавно. В 1955 году в СССР была защищена первая диссертация о применении имплантатов из полиметилметакрилата, но только в 1987 году состоялась первая региональная конференция “Внутрикостные имплантаты в стоматологии”, итогом которой явилось признание необходимости систематического проведения подобных совещаний для координированных разработок новых методов имплантации. Вопросы имплантологии были включены в отраслевую научно-техническую программу в области медицины.
Надо отметить, что лечение больных с использованием имплантатов – это альтернативный, рискованный способ лечения. В случае неудачи, это не только удаление имплантата, но и потеря и так скудных твердых и мягких тканей, усугубление и так сложной клинической ситуации.
Сегодня многие проблемы в имплантологии полностью не решены, что ограничивает внедрение её в клиническую практику. Ключевыми из них являются.
1. Отсутствие специфических тестов определения индивидуальной реакции костной ткани и эпителия на материал имплантата.
2. Нет классификации костной ткани по степени совместимости с имплантатом.
3. Не разработана схема подбора имплантатов с разными покрытиями для больных с разной степенью имплантофилии.
4. Требуют изучения и решения проблемы “закрытия” шейки имплантата.
5. Разработка бактерицидных имплантатов.
6. Не отработана методика регулирования регенерации костной ткани при имплантации.
7. Не разрешён вопрос управления биоадгезией и подвижностью эпителия около шейки имплантата.
8. Не определены основные параметры качественно подготовленной поверхности имплантата и способы её проверки.
9. Не отработаны методики протезирования на имплантатах со сменными жевательными поверхностями разной твёрдости.
10. Не разработана амортизационная система, пригодная для разных типов имплантатов.
11. Высокая себестоимость имплантатов.
По нашему мнению самой важной является проблема остеоинтеграции имплантата.
Остеоинтеграция, в литературе определяется как биологическое явление, означающее сращение неживого элемента с живой тканью (Филипп Вортингтон 1988).
Возможность остеоинтеграции доказана вне всякого сомнения, её основой является совместимость имплантата с костной тканью. Понятно, что без остеоинтеграции имплантата немыслимо дальнейшее планирование лечения.
Определяющим фактором успешной остеоинтеграции являются свойства поверхности имплантата, по той причине, что она непосредственно контактирует с костной тканью и вступает с ним в сложные взаимодействия. В связи с этим, можно утверждать, что характеристики поверхности имплантата имеют фундаментальное значение при достижении успешных результатов в применении имплантатов. Несмотря на многочисленные исследования, по прошествии стольких лет, характеристики идеальной поверхности имплантата всё ещё находятся в процессе становления.
В настоящее время, с целью улучшения характеристик поверхности имплантата, различными производителями проводится её обработка физическими и химическими методами, а также наносится поверхность покрытие из керамики, по различным технологиям. Многими авторами рекомендуется нанесение на поверхность имплантата покрытия из гидроксиапатита, однако, единого мнения по этому вопросу нет.
Поэтому дальнейшее изучение реакции костной ткани на поверхность имплантата покрытого гидроксиапатитом является актуальным.
МЕТОДЫ ОБРАБОТКИ ПОВЕРХНОСТЕЙ
Обработка поверхности имплантата является заключительным этапом его изготовления. Для этого проводят пассивацию поверхности. Цель пассивации – увеличить коррозийную стойкость металлических имплантатов. Для имплантологии применяют металлы, образующие на поверхности оксидную плёнку. В присутствии кислорода на поверхности этих металлов и их сплавов всегда образуется оксидная плёнка, которая защищает металл от воздействия окружающей среды. Имплантаты необходимо очистить так, чтобы на их поверхности образовалась сплошная, тонкая и хорошо соединённая с основой оксидная плёнка. В этих случаях толерантные свойства имплантатов будут наилучшими. В зависимости от особенностей окружающей среды оксидная плёнка, оптимальная толщиной 4Нм, может истончаться, трескаться, утолщаться или отслаиваться и терять защитные свойства. Для пассивации рекомендуются несколько методик:
1) Химическая;
2) Ультразвуковая;
3) Пассивация имплантатов в тлеющем разряде (ПИТР).
Химическая пассивация.
Имплантат обрабатывается в течение 30 мин в 20–40% азотной кислоте при температуре 50-60 °С с последующей оксидацией в течение 150 ч в изотоническом растворе хлорида натрия при температуре 38,6 °С. Среди других пассиваторов можно упомянуть нитраты натрия, бихромат калия, кислород и т.д. на хорошую пассивацию указывает повышенная химическая стойкость металла и смещение электропотенциала в положительную сторону. Механическая обработка имплантатов после пассивации недопустима.
Ультразвуковая пассивация.
Это многофакторный способ обработки поверхности, качество которой зависит от изменения окислительно-восстановительного потенциала, возбуждения электронных оболочек атомов, локального повышения температуры, давления, рН и кавитационного действия, которое может вызвать эрозию оксидных плёнок (с ростом частоты колебаний стойкость оксидных плёнок возрастает). Хорошие результаты получают в тех случаях, когда для пассивации используется ультразвук совмещённого частотного диапазона (22 Кгц и 1 МГц). В шведской фирме Nobelpharma, выпускающей эндооссальные имплантаты из титана, на окончательной стадии их обработки проводится ультразвуковая пассивация.
Пассивация в тлеющем разряде.
Способ тлеющего разряда, или ионного травления, заключается в том, что, бомбардируя ионами поверхность объекта, очищают преимущественно атомы с нарушенными или ослабленными связями. При травлении в зависимости от режима различают несколько стадий: очистка поверхности, выявление границ зёрен кристаллов, формирование углублений внутри зёрен и оплавление поверхности. Чрезмерное увеличение энергии ионов нецелесообразно, так как они взаимодействуют с атомами в глубине вещества, наступает объёмная диффузия и миграция выбитых атомов. Обычно для травления применяются инертные газы, водород, кислород, воздух.
Для применения тлеющего разряда в США сконструирована установка «Picotron». В России используются аппараты УВЧ-60 и АЛП-02. Ионизированным газом является разряжённый воздух, так как под действием высокочастотного разряда получается озоно-воздушная смесь, имеющая бактерицидные свойства.
Схема монтажа установки для ПИТР
Методика пассивации в тлеющем разряде с использованием установок УВЧ-60 и АЛП-02 сводится к следующим манипуляциям. К одному из электродов фиксируется имплантат и закрывается в бутылке объёмом 100см?. для прогрева, на 24 мин включается аппарат УВЧ-60. Затем закрывается вентиль-надтекатель аппарата АЛП-02 и включается вакуумный насос. Через 30 сек разряжение в системе составляет 0,02 кгС/см? (15,2 мм рт. ст.). Генератор включается на мощность 20Вт и поворотом ручки “настройка” доводится до максимального свечения разряда. В норме вся поверхность имплантата равномерно светится светло-розовым цветом. По истечении 2 мин генератор выключается. Затем, выключив предварительно вакуумный насос, поворотом вентиля-надтекателя против часовой стрелки подаётся в систему стерильный воздух. В заключении вынимается имплантат из бутылки, освобождается из держателя и кладётся в стерильную фарфоровую чашку для остывания. Обычно через 2-3 мин можно приступать к операции имплантации. Время процедуры 7 мин.
НАНЕСЕНИЕ ПОКРЫТИЙ НА ПОВЕРХНОСТЬ ИМПЛАНТАТА
При остеоинтеграции большое значение имеют также электропотенциалы имплантата и кости, которые отличаются друг от друга. Металлический имплантат может оказывать шунтирующее, экранирующее и биоэлектрокаталитическое воздействие на окружающие ткани. Отсутствие ясности при изучении этих проблем объясняется сложностью функции зуба и многофакторностью воздействия имплантатов. По современным представлениям, костная ткань генерирует статические и динамические потенциалы. Идеальный имплантат не должен изменять биопотенциалы кости на месте имплантации. Электрическое поле имплантатов не всегда уравновешивается окружающими тканями и ослабляется остеоинтеграция (О.Н. Суров 1993г).
На сегодняшний день, для создания «электрофизической интактности» имплантата, а также для улучшения его биомеханических свойств, разработаны технологии нанесения на поверхность имплантата покрытий, позволяющих улучшить его остеоинтеграцию. Для этих целей сегодня используются гидроксиапатит (ГА), трикальцийфосфат (ТКФ), стеклокерамика и другие виды керамики. Многие исследователи для создания имплантатов с улучшенными биомеханическими свойствами, считают целесообразным наносить покрытие из гидроксиапатита, основными преимуществами которого являются не только его прекрасная совместимость, но и способность рассасываться в костной ткани, активно стимулируя при этом костеобразование.
Однако проблема достаточной стойкости таких покрытий, зависящий не только от адгезионно-когезионной прочности, но и от кристаллической структуры напыляемого материала, остаётся актуальной.
Один из путей совершенствования материалов, используемых для изготовления зубных имплантатов – придание им пористой структуры. Применение пористых материалов способствует решению ряда проблем, стоящих перед клиницистами. Прорастание костной и фиброзной ткани в пористую структуру усиливает ретенцию и стабилизацию имплантата, увеличивается площадь контакта кость/имплантат, что способствует более благоприятному распределению нагрузок в опорной кости.
Имеются данные о том, что организм даёт менее выраженную реакцию на инородное тело при применении пористых материалов. Кроме того, пористая поверхность способствует лучшему формированию кости, чем гладкая.
Установлено, что костная ткань инфильтрирует поры инертных пористых систем при условии начальной стабильности имплантата и минимальной подвижности между имплантатом и костью.
Возможность, степень и сроки врастания кости в поры различного размера, несмотря на многочисленные исследования, по-прежнему остаются дискуссионным вопросом. Имеются сообщения о врастании кости в поры размером 40 мкм и сообщения о том, что в поры размеров менее 50 мкм возможно врастание только фиброзной ткани. С одной стороны указывается на плотную костную интеграцию имплантатов с размерами пор 460 мкм, а с другой стороны утверждается, что в системах с размерами пор более 400 мкм обнаруживается много фиброзной ткани.
В настоящее время создана большая гамма конструкций стоматологических имплантатов с различными покрытиями. Нанесение этих покрытий на поверхность имплантата проводится следующими методами:
1) Плазменное напыление
2) Газотермическое напыление
3) Напыление эксимерным лазером
4) Напыление СО2 – лазером
5) Пескоструйная обработка
6) Фрезерование
7) Электроискровое поверхностное легирование
8) Спекание
9) Электролитическое осаждение
10) Термическое разложение
11) Клеевой метод
12) Изостатическое прессование
13) Накатка
14) Ситерирование
15) Самораспространяющийся высокотемпературный синтез
16) Горячее прессование
17) Электрокристаллизация
18) Наплавка
19) Высокотемпературная пайка
20) Комбинированный метод
Для увеличения шероховатости, после нанесения покрытия, или после пассивации поверхность подвергают кислотному протравливанию соляной и серной кислотами.
Электроискровое поверхностное легирование
Легирование это способ улучшения свойств металла путём введения в него добавки другого. Преимущество электроискрового легирования в том, что углерод вплавляется в поверхностный слой имплантата, поэтому его можно изгибать на операции без опаски его откола. При этом легирование позволяет скоррегировать потенциал имплантата до приемлемых величин (± 30 mV), создать рельеф на его поверхности соответственно структуре костной ткани. В стоматологической имплантации чаще используются легированные углеродом титановые и кобальтохромовые имплантаты, хотя, как показывали наблюдения, легирование можно проводить также серебром, серебропалладиевым сплавом, золотом, платиной. Для проведения легирования был разработан отечественный аппарат «Элитрон-26а».
Напыление СО2 – лазером.
Преимущество метода в том, что возможно достижение высокой адгезии покрытия к основе имплантата даже при комнатной температуре (С.С. Алимпиев и др.). Метод также даёт возможность снизить толщину покрытия с 50 – 100 мкм до нескольких микрон и уменьшить число противопоказаний.
Покрытия напыляются в вакуумной камере. Мишенью служит пластина гидроксиапатита, спечённая при температуре 1300 °С из предварительно спрессованного порошка.
Схема напылительной установки
1 – лазер; 2 – насос; 3 – подложка; 4 – плазма; 5 – мишень; 6 – камера.
Напыление осуществляются на материал стоматологических имплантатов (Ti-Al-4V), на поверхность которых плазменным напылением предварительно наносится слой пористого титана. Поверхность имплантата перед напылением также подвергается лазерной очистке в высоком вакууме.
Плазменное напыление
Принцип плазменного напыления состоит в том, что в электрическую дугу, горящую между двумя электродами, вдувается поток плазмообразующего газа (в качестве плазмообразующего и транспортирующего газа может использоваться воздух, аргон, смесь аргона и водорода). В результате ионизации газа получается плазма – высокоэнтальпийная система, состоящая из ионов, электронов, атомов и молекул. Эта система стремится уменьшить свою энтальпию, т.е. перейти в равновесие за счёт передачи энергии в окружающую среду. Благодаря этому частицы порошка, подаваемые в плазменную струю на срезе сопла плазмотрона, разогреваются до высокой температуры (достаточной для оплавления) и ускоряются потоком газа до высокой скорости. Расплавленные, или оплавленные частицы порошка, сталкиваясь с поверхностью напыляемого имплантата, формируют покрытие.
В целом обобщённая функциональная схема базовой модели плазменного напылительного оборудования состоит из следующих подсистем:
• Генератор низкотемпературной плазмы (плазмотрон)
• Подсистема дозированной транспортировки порошков (порошковый питатель)
• Газовакуумная подсистема (обеспечивает необходимые условия при разогреве порошков, их транспортировке, формировании покрытий)
• Транспортно-позиционирующие устройства напыляемой детали и генератора плазмы (обеспечивают доставку в зону напыления и взаимное ориентирование напыляемой детали и плазмотрона)
• Подсистема энергообеспечения и источников питания
• Подсистема управления.
При плазменном напылении в качестве покрытий могут применяться порошковый титан, гидроксиапатит, смесь гидроксиапатита и оксида алюминия (AI2O3), а также смесь порошкового титана и гидроксиапатита. В каждом случае необходимо выбрать определённые параметры напыления оптимальные для каждого конкретного случая
Основные параметры напыления:
• Дистанция напыления (мм)
• Угол подачи порошка в плазмотрон (градусы)
• Дисперсность порошка (мкм)
• Расход плазмообразующего газа (г/с)
• Скорость линейного перемещения имплантата (см/с)
• Расход порошка (кг/час)
• Время напыления (сек)
• Толщина покрытия (мкм)
• Ток дуги плазмотрона (А)
МЕТОДИКА НАНЕСЕНИЯ ПОКРЫТИЙ ГИДРОКСИАПАТИТОМ СПОСОБОМ ПЛАЗМЕННОГО НАПЫЛЕНИЯ
Преимущество плазмонапыленных покрытий состоит в возможности управления свойствами покрытий с помощью изменения режимов напыления. В связи с этим большой интерес представляет установление корреляции между режимами напыления и структурными параметрами покрытия.
Важнейшей характеристикой плазмонапыленного покрытия, является пористая структура, что во многом определяет эффективность прорастания костной ткани в покрытие. Параметры пористой структуры, которые программируются режимами плазменного напыления, выбраны:
• общая величина пористости;
• удельная поверхность пор;
• распределение объёма пор по размерам;
• средний эффективный радиус пор;
• форма и коэффициент извилистости.
Пористость исследуется на не травленных поперечных шлифах на металлографическом микроскопе МИМ-8М при увеличении в 400-500 раз.
Существует общее мнение, что общая величина пористости должна быть 30-60 %, причём основную часть должны составлять средние (40-250 мкм) и крупные (более 250 мкм) открытые сообщающиеся поры. Плазменная технология позволяет получать гидроксиапатитовые покрытия с требуемой пористой структурой. Вопрос низкой адгезионной прочности плазмонапыленного гидроксиапатита к титановой основе решается с помощью разработанной технологии получения многослойного плазменного покрытия. Известно, что значительного увеличения адгезии плазмонапыленных покрытий можно достичь за счёт применения переходных слоёв между титановой основой и наружным слоем из гидроксиапатита.
Исследования микротвёрдости и адгезионной прочности плазмонапыленного титана показали возможность использования его в качестве переходного слоя. Кроме того, меняя режимы напыления, можно получить несколько переходных слоёв из титана с последовательным увеличением пористости, при этом общая толщина титанового слоя не должна превышать 150 мкм, в противном случае снижается микротвёрдость покрытия.
Некоторыми авторами рекомендуются четырёхслойные покрытия (С.Г. Калганова, В.Н. Лясников 1999г): 1) слой мелкопористого титана; 2) слой крупнопористого титана; 3) смесь титана и гидроксиапатита в соотношении 80-60/20-40. 4) слой гидроксиапатита.
1 – компактный титан (основа); 2 – напыленный слой мелкопористого титана; 3 – напыленный слой крупнопористого титана; 4 – напыленный слой смеси титана и гидроксиапатита; 5 – гидроксиапатит.
Важнейшими параметрами напыления являются дистанция напыления и дисперсность порошка, которые во многом определяют шероховатость поверхности имплантата. Для исследования зависимости шероховатости от вышеперечисленных параметров напыления была проведена серия экспериментов, результаты которых определяли с помощью специально созданной программы Regress.
Rmax – максимальная высота неровностей
Sm – средний шаг неровностей профиля
L – дистанция напыления
? - дисперсность порошка
Таким образом, установлено, что наибольшей шероховатостью из плазмонапыленных гидроксиапатитовых покрытий обладают покрытия, напыленные порошком наибольшей дисперсности (>100 мкм) и при дистанции напыления около 120 мм. Соответственно наименьшей шероховатостью обладают покрытия, напыленные порошком наименьшей дисперсности (<70 мкм) и при дистанции напыления около 60 мм.
Нанесение покрытия из смеси гидроксиапатита и окиси алюминия.
Для получения покрытий из смеси гидроксиапатита и оксида алюминия отечественными исследователями использовалась установка УПН «Полиплазма». Генератором плазменной струи служит плазмотрон ПНВ-23, плазмообразующим и транспортирующим газом – воздух. Использовались три режима подачи порошка в плазмотрон: 75° ± 15°; 90° ± 15°; 105° ± 15°. Также использовались различные весовые соотношения гидроксиапатита и оксида алюминия (50:50, 80:20) в порошке.
Основные параметры напыления:
• дистанция напыления, мм 40 - 50
• расход плазмообразующего газа, г/с 1,5
• скорость линейного перемещения имплантата, см/с 3
• расход порошка, кг/час 0,3
• время напыления, с 2,3
• толщина покрытия, мкм 50 - 70
• ток дуги плазмотрона, А 100-140
Процесс напыления осуществлялся при температуре воздуха, равной, приблизительно 6000 °C.
Исследования показали, что в покрытии имплантата, оптимальное соотношение гидроксиапатита и оксида алюминия ? 70:30.
Результаты экспериментов представлены в таблице.
Содержание гидроксиапатита и Al2O3 в покрытии при различных режимах работы плазмотрона ПНВ-23
Из таблицы видно, что оптимальным углом подачи порошка в плазмотрон при напылении гидроксиапатита и Al2O3 в соотношении 80:20 является режим 90°.
ИССЛЕДОВАНИЕ РЕАКЦИИ КОСТИ НА ВВЕДЕНИЕ ТИТАНОВЫХ ИМПЛАНТАТОВ, НАПЫЛЕННЫХ ГИДРОКСИАПАТИТОМ В ЭКСПЕРИМЕНТЕ.
МАТЕРИАЛ И МЕТОДЫ ИССЛЕДОВАНИЯ
Эксперимент проводили на 3 беспородных собаках в возрасте до 4 лет. На первом этапе под наркозом производили удаление 4 премоляров – по два на верхней и нижней челюстях справа. По корням удаленных зубов изготавливали копии корней из титана марки ВТ-0. На часть из них методом плазменного напыления наносили порошок гидроксиапатита, другую часть оставляли без напыления. На втором этапе через 2 месяца после удаления зубов, когда у всех животных в большей или меньшей степени определялась атрофия костной ткани, в этих областях устанавливали напыленные и не напыленные гидроксиапатитом имплантаты. Место для имплантатов формировали по их диаметру. Скорость вращения фрезы была не более 300 об/мин, с постоянным охлаждением физиологическим раствором, имплантаты выступали над поверхностью кости на 2-3 мм. В области открытой шейки имплантата вокруг нее укладывали материал КП-3, который покрывали толстой мембраной "Парадонтокол" с препаратом фирмы "Полистом". Затем слизистую оболочку альвеолярной части мобилизовали и ушивали атравматичной нитью. На третьем этапе животных выводили из эксперимента через 4, 5 и 6 месяцев. Фрагменты нижней и верхней челюстей собаки с введенными в кость через альвеолу имплантатами фиксировали в 4% нейтрализованном растворе формальдегида в течение 1 недели. Фиксированные фрагменты челюсти поперечно к ее оси распиливали тонкими алмазными фрезами на две части так, чтобы спил проходил через имплантат. Одну часть использовали для исследования методом световой микроскопии, другую - методом сканирующей электронной микроскопии.
Световая микроскопия
Для световой микроскопии фиксированные образцы деминерализовали в кислом буфере формиат калия-муравьиная кислота (рН=3,6) или по Шморлю (смесью формалина и муравьиной кислоты). После удаления минеральной фазы материал промывали в проточной воде. После промывки материал заключали в эпон 812 или смолу низкой вязкости. Для этого образцы проводили через спирты восходящей концентрации, окись пропилена, а затем пропитывали смолой. Блоки полимеризовали вначале при температуре +37°С, а затем при +60°С. Срезы толщиной 1-2 мкм получали на ультротоме LKB-V (Швеция), окрашивали толуидиновым синим или метиленовым синим – основным фуксином по общепринятым методам. Гистологические препараты изучали в микроскопе NU (Германия), а микрофотографирование производили на установке Reichert (Австрия).
Сканирующая электронная микроскопия
Для изучения взаимоотношений поверхности имплантата с костными структурами фиксированные образцы кости хорошо промывали, обезвоживали в растворах ацетона восходящей концентрации и высушивали методом перехода через критическую точку на аппарате НСР-2 (HITACHI). Высушенные образцы кости приклеивали на столики токопроводящим клеем (Watford, England), напыляли медью или золотом в напылителе Balzers SCD 040 (Лихтенштейн) в атмосфере аргона. Исследование всех образцов проводили на микроскопе Philips SEM-515 (Голландия) при ускоряющем напряжении 15 kv. Для исследования рельефа фронта минерализации костных структур в области имплантата снятые со столиков после изучения образцы помещали в холодный 5-10% раствор гипохлорита натрия марки А (ГОСТ 11086-76) для деорганификации. После тщательной отмывки в проточной воде их обезвоживали в растворах ацетона восходящей концентрации и вновь высушивали из СО2 методом перехода через критическую точку, на аппарате Hitachi HCP-2 (Япония).
Для изучения взаимоотношения имплантатов с костными структурами после исследования рельефа фрона минерализации образцы раскалывали таким образом, чтобы скол проходил по поверхности имплантата. Затем их повторно напыляли медью и исследовали методом сканирующей электронной микроскопии. В последующем после удаления имплантата и нового напыления медью на тех же образцах изучали рельеф поверхности костного ложа.
Выполнение измерений проводили на микрофотографиях, полученных в сканирующем электронном микроскопе. Поверхность образца устанавливали перпендикулярно электронному лучу. Прямое увеличение определяли путем сравнения маркированных участков на образце и на микрофотографии. Относительные площади, занимаемые костными структурами, определяли методом подсчета точек с помощью сетки Глаголева. Ошибка такой методики зависит от количества исследованных точек и может быть математически вычислена. Для сетки содержащей 1600 точек, она составляет 1%.
РЕЗУЛЬТАТЫ ИССЛЕДОВАНИЯ
Проведенное исследование показало, что через 4 месяца после операции все имплантаты введены на достаточную глубину в верхнюю и нижнюю челюсти собаки. Небольшие штыри, расположенные на их широком конце, только слегка выступают над поверхностью слизистой оболочки десны. В структурной организации ложа имплантатов с гидроксиапатитовым покрытием и без него были выявлены существенные различия.
При светомикроскопическом исследовании в мягких тканях десны, прилегающих к обоим типам имплантатов, четко прослеживается слой эпителия и ретикулярный слой слизистой оболочки. Коллагеновые структуры ретикулярного слоя в основном располагаются параллельно поверхности десны. По мере приближения к имплантатам толщина эпителиального слоя постепенно уменьшается. В этих местах граница между эпителием и соединительной тканью не столь отчетлива за счет выраженного прорастания эпителиальных клеток на 0,5-1 мм в более глубокие отделы десны вдоль поверхности имплантатов. От этого уровня до гребня альвеолярного отростка к поверхности имплантатов прилежит соединительная ткань, образованная толстыми пучками коллагеновых волокон, в основном ориентированных параллельно их поверхности.
Вся поверхность имплантатов не имеющих гидроксиапатитового покрытия, окружена прослойкой соединительной ткани, отделяющей ее от костных структур. Толщина прослойки в разных участках варьирует в пределах от 50 до 150 мкм. В ее составе нередко определяются небольшие сосуды, которые обычно расположены в углублениях между костными структурами, прилежащими к имплантату. На костной поверхности выявляются небольшие уплощенные остеобласты и расположенные в эрозионных лакунах многоядерные остеокласты.
В костном ложе, покрытых слоем гидроксиапатита имплантатов на значительных по протяженности участках костные структуры имеют прямой контакт с их поверхностью, что свидетельствует о наличии костной интеграции. При этом костный матрикс прорастает в неровности рельефа поверхности имплантата, заполняя свободные пространства и поры (Рис.2). В местах, где прямой контакт костных структур с поверхностью имплантата отсутствует, выявляются сосудистые пространства или соединительнотканная прослойка небольшой толщины. Костная поверхность в таких участках обычно покрыта остеобластами или покрывающими кость клетками. Иногда встречаются расположенные в эрозионных лакунах многоядерные остеокласты.
При изучении образцов методом сканирующей электронной микроскопии поверхность ложа имплантатов без покрытия на всем протяжении образована соединительнотканной прослойкой, толщина которой по периметру имплантата достаточно униформна и в среднем составляет около 100 мкм (рис.3). В области ее карманов могут выявляться достаточно крупные сосуды. Рельеф фронта минерализации периостальной поверхности верхней челюсти в прилежащих к имплантату участках образован чередующимися областями костеобразования и резорбции. На формирующихся участках костной поверхности определяются многочисленные прободающие волокна. Ложе имплантата образовано фенестрированной сосудистыми каналами различного размера костной пластинкой, на поверхности которой выявляются участки, имеющие формирующийся или сформированный рельеф поверхности с большим количеством прободающих волокон. Эрозионные лакуны многочисленны и нередко сливаются в обширные зоны резорбции. В таких местах тонкие костные структуры могут подвергаться полному растворению. Участки прямого контакта костных структур с поверхностью имплантата отсутствуют.
При изучении имплантатов, имеющих гидроксиапатитовое покрытие, выявляются многочисленные участки контакта костных структур с их поверхностью (Рис.4). Рельеф фронта минерализации периостальной поверхности челюсти в прилежащих к таким имплантатам участках имеет признаки активного костеобразования, а участки резорбции сравнительно не многочисленны. Определяются многочисленные участки прямого контакта костных структур с имплантатом. Их размеры варьируют в значительных пределах. В некоторых случаях по периметру участков контакта обнаруживаются признаки резорбции. При изучении ложа имплантатов прослеживается, что области контакта последних с костными структурами в разных участках занимают от 15-20 до 50-60% их поверхности. Размеры отдельных участков контакта колеблются в пределах от 100 до 1000 мкм. Участки контакта разделены сосудистыми каналами различных размеров. Поверхности контакта легко определяются по характерному мелкозернистому рельефу, и отражают рельеф поверхности покрытия имплантата. По периферии таких участков почти всегда обнаруживаются формирующиеся или сформированные участки костной поверхности. Эрозионные лакуны, особенно сливающиеся в зоны со значительной протяженностью, по краям участков контакта встречаются редко и, как правило, только в областях, приближающихся к периостальной поверхности кости.
На поверхности контакта нередко открываются мелкие сосудистые каналы, диаметр которых редко превышает 50-60 мкм. Рельеф их стенок, как правило, формирующийся. На поверхностях контакта обнаруживается большое количество костных лакун, имеющих округлую или многоугольную форму. О высокой активности процессов костеобразования в участках, прилежащих к имплантату свидетельствует наличие полностью сформированных костных лакун с незавершенной минерализацией их стенок. Выявляются также и многочисленные костные канальцы, часть из которых может быть несколько расширена.
При исследовании поверхностей сколов образцов отчетливо прослеживается, что все области интеграции имплантата с костными структурами связаны непосредственно с его покрытием. Гранулы минерализованного костного матрикса заполняют пространства между структурами, образующими поверхность покрытия, что создает прочное соединение между костными трабекулами и имплантатом. При этом мелкие гранулы минерализующихся коллагеновых структур кости вначале окружают округлые структуры на поверхности имплантата или образуют тяжи на поверхности сглаженных плоских структур. Затем толщина образующегося минерализованного костного матрикса плавно увеличивается. Вновь образованные трабекулы в области поверхности имплантата имеют формирующийся рельеф поверхности. В непосредственной близости от структур покрытия часто встречаются сформированные костные лакуны, имеющие изогнутую или отростчатую форму, которая соответствует ходу коллагеновых волокон. Проявления интеграции более выражены в имплантатах, введенных в нижнюю челюсть, чем при введении в верхнюю челюсть.
Рельеф поверхности имплантатов, не имеющих покрытия, не изменен. Рельеф поверхности имплантатов с гидроксиапатитовым покрытием также не имеет выраженных изменений.
Изучение процессов костной интеграции имплантатов с гидроксиапатитовым покрытием и без него, через 5 месяцев после начала эксперимента, как и на сроке 4 месяца, выявило существенные различия в их характере в зависимости от типа имплантата.
При светомикроскопическом исследовании не напыленных имплантатов мягкие ткани десны, закрывающие имплантаты, образованы эпителием и хорошо выраженным ретикулярным слоем слизистой оболочки. Эпителиальный слой плавно истончается при приближении к штырям. При полном погружении имплантатов в мягкие ткани десны прямого контакта со штырями он не имеет и отделен от них тонким слоем соединительной ткани, содержащей большое количество мелких сосудов. Коллагеновые структуры ретикулярного слоя в основном располагаются параллельно поверхности десны и основанию имплантатов. К боковой поверхности имплантатов до уровня гребня альвеолярного отростка также прилежит соединительная ткань, образованная крупными пучками коллагеновых волокон.
В костном ложе, вся поверхность не имеющих покрытия имплантатов, окружена прослойкой соединительной ткани, отделяющей их от костных структур. Толщина прослойки в разных участках варьирует в пределах от 50 до 130 мкм. В ней нередко определяются небольшие сосуды. На поверхности костного ложа выявляются мелкие уплощенные остеобласты и расположенные в эрозионных лакунах многоядерные остеокласты.
При изучении костного ложа имплантатов с гидроксиапатитовым покрытием, отмечено наличие большого количества участков прямого контакта его поверхности с костными структурами. Их протяженность значительно варьирует. В местах контакта костный матрикс врастает в неровности рельефа имплантата. В участках костного ложа, не имеющих прямого контакта с имплантатом, его поверхность окружена достаточно толстой прослойкой соединительной ткани. Толщина прослойки в различных участках колеблется в пределах от 50 до 200 мкм. В некоторых участках она довольно тонкая, и на поверхности имплантата, и в непосредственной близости от него наблюдается формирование небольших костных трабекул. Костные структуры, окружающие имплантат, обычно выстланы уплощенными остеобластами, или покрывающими кость клетками. В участках ложа, приближающихся к периостальной поверхности, иногда встречаются расположенные в эрозионных лакунах остеокласты.
При изучении образцов методом сканирующей электронной микроскопии показано, что поверхность имплантатов без покрытия на всем протяжении окружена соединительнотканной прослойкой. Через сосудистые каналы она связана с соединительной тканью соседних межтрабекулярных пространств. Прослойка образована разнонаправленными коллагеновыми волокнами, врастающими в неровности рельефа поверхности имплантатов. Признаки интеграции имплантатов с костными структурами не обнаруживаются. Рельеф фронта минерализации периостальной поверхности верхней челюсти в прилежащих к имплантату участках образован чередующимися областями костеобразования и резорбции. Ложе имплантатов образовано фенестрированной небольшими сосудистыми каналами костной пластинкой и костными трабекулами, разделенными крупными сосудистыми пространствами. На поверхности трабекул выявляются участки, имеющие формирующийся, или сформированный рельеф, на котором, как правило, обнаруживаются прободающие волокна. Области резорбции на поверхности трабекул также многочисленны. Участки прямого контакта костных структур с поверхностью имплантатов отсутствуют.
При изучении рельефа фронта минерализации ложа, имеющих покрытие имплантатов, обнаруживаются участки прямого контакта их поверхности с костными структурами. Плотность их расположения в разных областях костного ложа сильно варьирует. В одних местах участки контакта могут занимать до 50% его поверхности и более, тогда как других они практически отсутствуют. В последнем случае определяются далеко отстоящие от других единичные мелкие участки контакта. Размеры крупных участков контакта достигают 500 мкм. Они часто связаны между собой небольшими перемычками. По периметру участков контакта обычно выявляются области формирования кости, или сформированные зоны, на которых часто расположены прободающие волокна. Области резорбции по периметру участков контакта встречаются редко и, как правило, невелики по размеру. Поверхность костных структур, не имеющих прямого контакта с имплантатом, обычно имеет формирующийся или сформированный рельеф, на котором, как правило, также обнаруживаются прободающие волокна. Области резорбции большей частью выявляются ближе к альвеолярному гребню.
При исследовании поверхностей сколов образцов отчетливо видно, что гранулы минерализованного костного матрикса заполняют пространства между структурами, образующими поверхность покрытия, замуровывая их. При этом на поверхности имплантата образуются костные трабекулы, размеры которых иногда превышают 500 мкм.
Рельеф поверхности имплантатов без покрытия представлен не изменённой металлической поверхностью. Рельеф поверхности имплантатов покрытых гидроксиапатитом не имеет существенных отличий от рельефа аналогичных имплантатов на сроке эксперимента 3 месяца. На его поверхности отмечено лишь несколько большее количество трещин и мелких дефектов покрытия, что свидетельствует о процессе созревания костной ткани.
Через 6 месяцев после введения в кость имплантатов с гид-роксиапатитовым покрытием и без него, как и на предшествующих сроках эксперимента, при изучении структурной организации их ложа были выявлены существенные различия.
При светомикроскопическом исследовании имплантатов без покрытия отмечено выраженное прорастание эпителиальных клеток в более глубокие отделы десны вдоль поверхности имплантатов. От этого уровня до гребешка альвеолярного отростка к поверхности имплантатов прилежит соединительнотканная прослойка, образованная пучком коллагеновых волокон, в основном ориентированных параллельно их поверхности.
Вся поверхность ложа имплантатов, не имеющих гидроксиапатитового покрытия, окружена прослойкой соединительной ткани толщиной от 60 до 160 мкм, отделяющей её от костных структур. В составе прослойки нередко выявляются сосуды различного диаметра. На костной поверхности обычно обнаруживаются небольшие уплощённые остеобласты и расположенные в эрозионных лакунах многоядерные остеокласты.
В ложе покрытых слоем гидроксиапатита определяются признаки костной интеграции на значительных по протяженности участках. При этом костный матрикс прорастает в неровности рельефа имплантатов, заполняя доступные пространства. В местах, где прямой контакт костных структур с поверхностью имплантата отсутствует, выявляется соединительнотканная прослойка небольшой толщины.
При изучении образцов методом сканирующей электронной микроскопии поверхность ложа имплантатов без покрытия на всём протяжении образована соединительтканной прослойкой, толщиной около 100 мкм. На поверхности, окружающих имплантаты, костных структур выявляются участки, имеющие формирующийся или сформированный рельеф поверхности с большим количеством прободающих волокон. Эрозионные лакуны многочисленны и нередко сливаются в обширные зоны резорбции. Признаки интеграции костных структур с поверхностью имплантата отсутствуют.
При изучении имплантатов, имеющих гидроксиапатитовое покрытие, выявляются многочисленные участки прямого контакта костных структур с имплантатом. Их размеры варьируют в значительных пределах. По периметру участков контакта обнаруживаются как участки формирования кости, так и зоны резорбции. При изучении ложа имплантатов прослеживается, что в области контакта последних с костными структурами в разных участках занимают от 10-15 до 40-50% их поверхности. Поверхности контакта имеют характерный мелкозернистый рельеф, который отражает рельеф покрытия имплантатов. На поверхностях контакта часто обнаруживаются костные лакуны.
При исследовании поверхностей сколов образцов, как и на других сроках эксперимента, отчётливо прослеживается, что в областях интеграции гранулы минерализованного костного матрикса заполняют пространство между структурами, образующими поверхность покрытия.
Рельеф поверхности имплантата, не имеющего покрытия, не изменен. Рельеф поверхности имплантата с гидроксиапатитовым покрытием не имеет выраженных отличий от предшествующего срока эксперимента.
Таким образом, проведенное исследование показало, что признаки интеграции выявлены у имплантатов имеющих гидроксиапатитовое покрытие. Проявления интеграции наиболее выражены в имплантатах введенных в нижнюю челюсть, тогда как при введении их в верхнюю челюсть участки прямого контакта костных структур с поверхность имплантата имеют меньшую общую поверхность и расположены более неравномерно. Вероятно, это связано с меньшей протяженностью костного ложа и имплантата. В не имеющих гидроксиапатитового покрытия имплантатах признаки интеграции отсутствуют. Эпителиальный слой десны прорастает вдоль поверхности имплантатов, до половины его длины.
ВЫВОД
Таким образом, проведенное исследование показало, что признаки интеграции выявлены у имплантатов имеющих гидроксиапатитовое покрытие. Проявления интеграции наиболее выражены в имплантатах введенных в нижнюю челюсть, тогда как при введении их в верхнюю челюсть участки прямого контакта костных структур с поверхность имплантата имеют меньшую общую поверхность и расположены более неравномерно. Вероятно, это связано с меньшей протяженностью костного ложа и имплантата. В не имеющих гидроксиапатитового покрытия имплантатах признаки интеграции отсутствуют. Эпителиальный слой десны прорастает вдоль поверхности имплантатов, до половины его длины.
Исходя из результатов нашего эксперимента, а также анализируя данные литературы, мы можем порекомендовать широкое применение имплантатов покрытых гидроксиапатитом методом плазменного напыления в клинической практике.
Источник: stomfak.ru
