Tłumaczenie oryginalnego artykułu: Hariprasad Ananth, Vinaya Kundapur, H. S. Mohammed, M. Anand, G. S. Amarnath and Sunil Mankar, A Review on Biomaterials in Dental Implantology, Int J Biomed Sci. 2015 Sep; 11(3): 113–120.
Źródło: https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pmc/articles/PMC4614011/
Streszczenie
Implanty zyskują coraz większą popularność wśród pacjentów i często są rozważane jako pierwsza opcja leczenia. Współczesna stomatologia zaczyna rozumieć, dostrzegać i wykorzystywać korzyści biotechnologii w opiece zdrowotnej. Badania naukowe nad materiałami oraz nauki biomechaniczne umożliwiają optymalizację projektowania i koncepcji materiałowych dla implantów chirurgicznych. Biokompatybilność to właściwość materiału implantacyjnego, aby wykazywał korzystną odpowiedź w danym środowisku biologicznym. W próbie zastąpienia brakującego zęba wiele biomateriałów rozwijało się jako implanty przez wiele lat, starając się stworzyć optymalną interakcję między organizmem a wszczepianym materiałem. Ze wszystkimi postępami i rozwojem nauki i technologii dostępne materiały do implantów dentystycznych również uległy poprawie. Wybór materiału do konkretnej aplikacji implantacyjnej będzie zazwyczaj kompromisem, aby spełnić wiele różnych wymaganych właściwości. Istnieje jednak jeden aspekt zawsze najważniejszy – sposób, w jaki tkanka w miejscu implantacji reaguje na biochemiczne zakłócenia, jakie prezentuje obcy materiał.
Słowa kluczowe: Tytan, Osteointegracja, Zirconia, Piaskowanie, Hydroksyapatyt
Wprowadzenie
Od wielu lat rozwija się i modyfikuje implanty dentystyczne, starając się stworzyć optymalną interakcję między ciałem a wszczepianym materiałem. Celem osiągnięcia optymalnego interfejsu kość-implantat podchodzi się przez modyfikację topografii powierzchni implantu, jego chemiczną kompozycję, energię i ładunek, a także skład materiału. Schmidt et al. (2001) definiuje idealny materiał implantacyjny jako posiadający biokompatybilny skład chemiczny, aby uniknąć niepożądanej reakcji tkankowej, doskonałą odporność na korozję w granicach fizjologicznych, akceptowalną wytrzymałość, wysoką odporność na zużycie oraz moduł sprężystości podobny do kości, minimalizujący resorpcję kości wokół implantu (1).
Wybór materiału do konkretnej aplikacji implantacyjnej zazwyczaj będzie kompromisem, aby spełnić wiele różnych wymaganych właściwości. Istnieje jednak jeden aspekt zawsze najważniejszy – sposób, w jaki tkanka w miejscu implantacji reaguje na biochemiczne zakłócenia, jakie prezentuje obcy materiał. Dr Jonathan Black sugeruje, że termin „wydajność biologiczna” jest bardziej odpowiedni niż biokompatybilność, aby reprezentować różnorodne interakcje między gospodarzem a materiałem (2).
Biokompatybilność zależy od podstawowych właściwości masowych i powierzchniowych biomateriału. Wszystkie aspekty podstawowej produkcji, wykończenia, pakowania, dostarczania, sterylizacji i umieszczania (w tym chirurgicznego) muszą być odpowiednio kontrolowane, aby zapewnić czyste i nieurazowe warunki.
Tło historyczne
Projektowanie i modyfikacja implantów dentystycznych mają swoje korzenie od czasów starożytnych Egipcjan i kultur środkowoamerykańskich, ewoluując do współczesnych wzorów implantów, które obecnie cieszą się dużą popularnością. Najwcześniejsze implanty dentystyczne były wykonane z kamienia i kości słoniowej, co udokumentowano w zapisach archeologicznych z Chin i Egiptu przed erą wspólną. W XVI i XVII wieku używano implantów złożonych z złota i kości słoniowej. Wczesne urządzenia implantacyjne z metali, takich jak złoto, ołów, iryd, tantal, stal nierdzewna i stopy kobaltu, zostały opracowane na początku XX wieku (3).
Starożytni Egipcjanie około 2500 p.n.e. próbowali stabilizować zęby dotknięte paradontozą za pomocą zastosowania złotych drutów ligaturowych. Wpisane w starożytnych egipskich tekstach przycięte zęby zwierzęce z kości słoniowej są najstarszymi przykładami prymitywnej implantologii. Około 500 p.n.e. Etruskowie używali lutowanych złotych obręczy z wciągniętymi zębami zwierzęcymi w celu przywrócenia sprawności żucia. W tym samym okresie Fenicjanie stosowali złote druty do stabilizacji zębów dotkniętych paradontozą (4).
Skorupki morskie zastępowały zęby w 600 roku n.e., co udokumentowano w Hondurasie, a rekonstrukcje zębowe wykonane z jadeitu i turkusu odkryto w czaszkach Majów. Albucasis de Condue (936-1013) z Francji używał kości wołowej do zastępowania brakujących zębów; była to jedna z wczesnych dokumentowanych prób implantacji. W XVIII wieku John Hunter sugerował możliwość przeszczepienia zębów z jednego człowieka do drugiego. Pierre Fauchard i John Hunter w dalszym ciągu dokumentowali przeszczep zębów, twierdząc, że sukces jest większy w przypadku zastępowania zębów przednich lub przedtrzonowych oraz u młodych osób z zdrowymi zębowymi gniazdami (5).
Titan jest czasami nazywany „metalem epoki kosmicznej”. Został odkryty w Anglii przez Williama Gregora w 1791 roku i nazwany na cześć tytanów z mitologii greckiej przez Martina Heinricha Klaprotha w 1795 roku. Nieczysty tytan został przygotowany przez Nilsona i Petterssona w 1887 roku (6).
Tlenek cyrkonu (ZrO2) został przypadkowo zidentyfikowany przez niemieckiego chemika Martina Heinricha Klaprotha w 1789 roku (7).
W 1809 roku Maggiolo wykonał złote korzenie, które były mocowane do zębów za pomocą sprężyny. Te implanty jednozębowe złożone z złota były umieszczane bez koronki w celu pasywnego gojenia w świeżym miejscu ekstrakcji tuż nad dziąsłami (nie były rzeczywiście zanurzone w kości). Koronka była dodawana po gojeniu. Wprowadzenie takich korzeni złotych było jednak często poprzedzone intensywnym bólem i zapaleniem dziąseł (5).
Harris kontynuował w 1887 roku, wszczepiając postać z platyny pokrytą ołowiem. Postać ta miała kształt korzenia zęba, a powierzchnia była chropowata, aby zapewnić retencję w gnieździe (5). Bonwell w 1895 roku użył złota i irydu w formie rurki wszczepionej do kości w celu odbudowy pojedynczego zęba, który miał wspierać kompletne protezy zębowe. Payne w 1898 roku wszczepił srebrną kapsułkę jako fundament pod koronę porcelanową, która była cementowana kilka tygodni później. Scholl w 1905 roku zaprezentował porcelanowy implant z koronką. Implant był skuteczny przez dwa lata i był zakotwiczony za pomocą sąsiednich zębów i wypełnień za pomocą szpilek (5).
Czysty tytan metaliczny (99,9%) został po raz pierwszy przygotowany w 1910 roku przez Matthew A. Huntera poprzez ogrzewanie TiCl4 z sodem w stalowej bombie w procesie Huntera. W 1932 roku William Justin Kroll wyprodukował tytan przez redukcję chlorku tytanu (TiCl4) wapniem. Osiem lat później udoskonalił ten proces, używając magnezu i nawet sodu, co stało się znane jako proces Krolla (8).
Greenfields w 1913 roku wprowadził i opatentował „koszykowy” implant wykonany z siatki z drutów irydu-platyny o grubości 24 kalibrów lutowanych złotem o próbie 24 karatów. Stosowano go do wsparcia pojedynczych implantów oraz stałych protez zębowych składających się z nawet ośmiu implantów (5).
Po 1925 roku rozpoczęła się nowoczesna era z postępami w biomateriałach implantacyjnych. W 1937 roku Venable et al. przeanalizowali interakcje stopu kobaltu i innych dostępnych metali i stopów z kością. Wnioskowali, że niektóre metale wywołują reakcję galwaniczną, co prowadzi do korozji, gdy te metale są w kontakcie z płynami tkankowymi. Strock w 1939 roku opisał metodę umieszczania wkrętu z witallium, aby zapewnić kotwiczenie do zastąpienia brakującego zęba. Witallium, stop odlewniczy składający się z kobaltu, chromu i molibdenu, uważano za stosunkowo obojętny, zgodny z tkankami żywymi i odporny na niekorzystne reakcje z płynami ustrojowymi. Wczesne oceny dokumentowały przetrwanie implantów witallium przez 10 lub więcej lat. Witallium było również używane w różnych formach urządzeń chirurgicznych, takich jak podokostnowe implanty dentystyczne oraz płytki, śruby, gwoździe i stawy ortopedyczne (5).
Formiggni w 1947 roku opracował pojedynczy spiralny implant opleciony drutem z tantalu lub stali nierdzewnej. W tym samym czasie Raphael Chercheve zaprojektował podwójny spiralny implant z odczepianymi spiralkami wykonany z stopu chromowo-kobaltowego. W 1948 roku Goldberg i Gershkoff zgłosili pierwszy wsadzony implant podokostny. W 1952 roku Branemark opracował projekt gwintowanego implantu wykonanego z czystego tytanu, co zwiększyło popularność implantów do nowych poziomów. Branemark badał wszystkie aspekty projektowania implantów, w tym zjawiska biologiczne, mechaniczne, fizjologiczne i funkcjonalne związane z sukcesem implantacji endostealnej. Bardzo ważnym aspektem tego rozwoju, obejmującego biomateriały, projekty i zastosowania kliniczne, były badania kliniczne prowadzone przez P.I. Branemarka w Szwecji
Jego badania wykorzystywały nieuległy tytan, projekt w kształcie korzenia i bardzo kontrolowane warunki zabiegowe, odbudowy i konserwacji. W 1963 roku Linkow zaprojektował i wprowadził do użytku koszykowy implant z otworami wentylacyjnymi i gwintami śrubowymi (9).
Podczas wieków rozwoju wykształciły się cztery główne rodzaje projektów implantów. Pierwszym i najczęstszym typem są implanty ENDOSTEALNE, które są umieszczane w kości alweolarowej/bazalnej żuchwy lub szczęki i przechodzą przez jedną płytkę korowo-budową. Jednym z przykładów jest implant typu Blad, opracowany w 1967 roku przez dwie grupy pod kierownictwem Linkowa i Robertsa. Innym przykładem jest implant typu Ramus Frame, który jest urządzeniem w kształcie podkowy z stali nierdzewnej, wkładanym do żuchwy od jednej podniebiennej okładki do drugiej, przechodząc przez obszar przedniego symfiza. Najbardziej popularnym implantem endostealnym jest implant Root Form, zaprojektowany tak, aby naśladować kształt korzeni zębów, co umożliwia kierowanie obciążeniem i odpowiednie umiejscowienie w kości (9).
Drugi typ implantu to implanty SUBPERIOSTEALNE, które wykorzystują podstrukturę i nadstrukturę implantu, gdzie niestandardowa ramka odlewana jest bezpośrednio pod przykrywającą kość okostną nad korą kostną, co zostało opracowane przez Dhala (1940) i udoskonalone przez Bermana (1951), który stosował technikę bezpośredniego wycisku kości. Trzecim typem są implanty TRANSOSTEALNE, które łączą komponenty subperiostealne i endostealne. Ten typ przenika obie płytki korowe i przechodzi przez pełną grubość kości alveolarnej. Koncepcja implantów transostealnych została po raz pierwszy stworzona w Niemczech na początku lat 30. XX wieku. Small (1968) opracował implant zapiętkowy do żuchwy, który został zmodyfikowany przez Boskera (1982) na implant transmandibularny wykonany z stopu złota. Czwartym typem są implanty EPITHELIALNE, które są wkładane do błony śluzowej jamy ustnej (9). Bez względu na projekt implantu, niepowodzenie może nastąpić z powodu czynników lokalnych i systemowych podczas zastępowania brakujących zębów w procedurze chirurgicznego umieszczania implantu.
Nowoczesne implanty występują w różnych kształtach i rozmiarach, dostosowanych do różnych zastępowanych zębów oraz do typów protez dentystycznych (fałszywych zębów), które zastąpią. Ich powierzchnie zostały udoskonalone w celu poprawy procesu osteointegracji. Zamiast być gładkie lub obrabiane, są one zazwyczaj szorstkowane piaskowaniem i kwaszeniem, co dramatycznie zwiększa powierzchnię, do której kość może się przyłączyć.
Rodzaje biomateriałów
Materiały do implantów dentystycznych Metale i stopy metali (Tytan i stop tytanu Ti-6Al-4V oraz tytan czysty CP Ti, Stopy na bazie kobaltu-chromu-molibdenu, Stopy na bazie żelaza-chromu-niklu), Ceramika (Tlenek glinu, tytanu i cyrkonu, ceramiki bioaktywne i biodegradowalne), Węgiel i węglik krzemowy, Włókna węglowe i pirolityczne, Polimery i kompozyty (Polimetakrylan metylu (PMMA), Polietylen (UHMW-PE), Politetrafluoroetylen (PTFE), Kauczuk silikonowy, Polisulfon) (10).
Materiały do augmentacji kości CERAMIKA (Fosforan wapnia, bioaktywne szkło i ceramiki szklane), POLIMERY (PMMA, kwas mlekowy/kwas glikolowy), NATURALNE MINERAŁY (Kolagen, demineralizowana macierz kostna, białka morfogenetyczne kości) (10).
Tytan Tytan występuje w przyrodzie jako czysty pierwiastek o liczbie atomowej 22 i masie atomowej 47,9. Stanowi około 0,6% skorupy ziemi i jest milion razy bardziej powszechny niż złoto. Metal ten występuje jako związki rutylu (TiO2) lub ilmenitu (FeTiO3) i wymaga specyficznych metod ekstrakcji, aby odzyskać go w stanie pierwiastkowym. Proces Huntera polega na redukcji TiCl4 z użyciem sodu, a proces Krolla polega na redukcji TiCl4 przez wapń, magnez, podczas gdy proces jodkowy obejmuje tworzenie jodku tytanu poprzez reakcję tytanu z jodem. Jodek tytanu jest później rozkładany na podgrzanej drucie tytanowym (5). Tytan i jego stopy są używane w stomatologii jako urządzenia protetyczne ze względu na unikalne połączenie właściwości chemicznych, fizycznych i biologicznych. ASTM International (Amerykańskie Towarzystwo Testowania i Materiałów) rozpoznaje cztery stopnie czystego komercyjnego tytanu lub Ti oraz trzy stopy tytanu (Ti-6Al-4V, Ti-6Al-4V Extra Low Interstitial [niskie składniki] i Ti-Al-Nb) (6). Klinicznie największe zainteresowanie budzią dwa rodzaje tytanu, czysty komercyjny tytan (Ti-160) i stop Ti-6%Al-4%Va (Ti-318) [N.B wszystkie stopy podano w % wag.] (11).
Czysty komercyjny tytan (CPTi) Czysty komercyjny tytan jest stopem tytanu i tlenu. Aby spełnić brytyjskie normy dotyczące użycia w implantach chirurgicznych, zawartość tlenu musi być mniejsza niż 0,5% (12). W tej formie stop ma blisko upakowaną heksagonalną strukturę. Tlen jest w roztworze, dzięki czemu metal jest jednofazowy. Elementy takie jak tlen, azot i węgiel mają większą rozpuszczalność w blisko upakowanej heksagonalnej strukturze fazy alfa niż w formie kostki fazy beta. Te elementy tworzą międzyatomowe stałe roztwory z tytanem i pomagają stabilizować fazę alfa. Pierwiastki przejściowe takie jak molibden, niob i wanad działają jako stabilizatory beta (11).
Ti-6%Al-4%V Tytan ulega przekształceniu z heksagonalnej blisko upakowanej fazy alfa do centrum ciała sześciennego fazy beta w temperaturze 883°C, można dodać pierwiastki stopowe, aby stabilizować jedną z faz. Dodając aluminium i wanad do tytanu w niewielkich ilościach, wytrzymałość stopu jest znacznie zwiększona w porównaniu do czystego tytanu. Aluminium uważane jest za stabilizator alfa, a wanad jako stabilizator beta, co zmniejsza podatność stopu na korozję. Temperatura, w której zachodzi przejście alfa-beta, jest obniżona, co pozwala na istnienie obu faz alfa i beta w temperaturze pokojowej (13). Stop Ti-6%Al-4%V ma dwufazową strukturę ziaren alfa i beta. W sytuacjach wymagających większej twardości stosuje się stop Ti-550, zawierający 4% molibdenu, 4% aluminium i 2% cyny, zamiast Ti-318. Nowy stukturalny Ti-6% Al 7% Nb obiecuje zastąpienie stali jako materiału do implantacji (11).
Właściwości tytanu Tytan ma wiele korzystnych właściwości, takich jak niska gęstość wynosząca 4,5 g/cm³ oraz stosunkowo wysoka wytrzymałość na zginanie, porównywalna do odlewów stopów kobaltu i stali nierdzewnej. Tytan jest bardzo odporny na korozję, ponieważ może być pasywowany przez cienką warstwę tlenku tytanu, która tworzy się natychmiast na jego powierzchni. Ten metal ma zdolność do tworzenia warstwy tlenku o grubości nanometrycznej w milisekundę, a ta warstwa odtwarza się, jeśli zostanie mechanicznie usunięta. Jeśli pozostanie nienaruszona, ta warstwa tlenku może grubieć w miarę upływu czasu. Czysty tytan ma zdolność do tworzenia kilku tlenków, w tym TiO, TiO2 i Ti2O3, z których TiO2 uważany jest za najbardziej stabilny i występuje po ekspozycji na warunki fizjologiczne (5).
Z wyjątkiem czystego tytanu, moduł sprężystości Ti-6Al-4V jest bliższy modułowi kości niż jakikolwiek inny powszechnie stosowany metaliczny biomateriał implantacyjny. Opracowano również nowe stopy tytanu, takie jak Ti-13Nb-13Zr i Ti-15Mo-2.8Nb. Te stopy wykorzystują inne stabilizatory fazowe niż aluminium i wanad i mogą wykazywać większą wytrzymałość i odporność na korozję (5). Wytrzymałość na rozciąganie stopu Ti-6Al-4V ELI oraz stopu Ti-6Al-4V wynosi odpowiednio 795 MPa i 860 MPa, co stanowi 68% i 78% więcej niż CPTi. Stopy tytanu potrafią utrzymać delikatną równowagę między wystarczającą wytrzymałością na złamania pod obciążeniami okluzyjnymi a niższym modułem sprężystości, co umożliwia bardziej równomierne rozłożenie naprężeń wzdłuż interfejsu implant-kostka kości (5).
Tytan uważany jest za materiał biokompatybilny. Jednakże, w świetle ostatnich raportów klinicznych dotyczących reakcji alergicznych na tytan stosowany w rozrusznikach, endoprotezach biodrowych, klipsach chirurgicznych czy osteosynteza, toczy się dyskusja na temat alergii na tytan. Ponadto, tytan może również powodować ogólne problemy zdrowotne
i potencjalne niepożądane reakcje tkanek ludzkich na dwutlenek tytanu, który zawsze pokrywa powierzchnię materiałów tytanowych, zostały zgłoszone. Czasami przewlekłe niskopoziomowe narażenie na metale może prowadzić do uwrażliwienia metalowego i niepożądanych skutków ubocznych. Implanty dentystyczne, które rzekomo były wykonane z wysokoczystego tytanu klasy ASTM I (99,64%), kliniczny raport przedstawia podejrzenie związku reakcji alergicznej z implantami dentystycznymi z tytanu. Wydaje się, że w rzadkich przypadkach dla niektórych pacjentów tytan stosowany w implantach dentystycznych może wywoływać reakcję alergiczną (14).
CERAMIKA Badania nad implantami skupiają się na odkrywaniu materiałów implantacyjnych w kolorze zębów, które poprawią estetykę implantów dentystycznych i jednocześnie będą wysoko biokompatybilne oraz odporne na siły obecne w jamie ustnej. Implanty ceramiczne mogą wytrzymać względnie niskie naprężenia rozciągające lub ścinające wywołane przez obciążenia okluzalne, ale mogą tolerować dość wysokie poziomy naprężenia ściskającego. Ceramiki mogą być osadzane lub pokrywane na powierzchniach metalowych, co może być bardziej termodynamicznie stabilne, hydrofilowe i nieprzewodzące ciepła oraz prądu elektrycznego, co umożliwia wysokowytrzymałą integrację z kością (5). Tlenek glinu (Al2O3) jest stosowany jako standardowy biomateriał do implantów ceramicznych ze względu na swoją inercję (biostabilność) bez dowodów na niepożądane reakcje in vivo. Cyrkon (ZrO2) również wykazał wysoki stopień inercji, chociaż tlenek glinu ma większą zwilżalność powierzchni w porównaniu do innych powierzchni, takich jak te z implantów metalowych. Te typy implantów ceramicznych nie są bioaktywne, ponieważ nie promują formowania kości (5).
Implanty dentystyczne z tlenku glinu (Al2O3) dobrze osteointegrują się, ale zostały wycofane z rynku ze względu na niską przeżywalność. Siłę i wytrzymałość cyrkonu można uzasadnić jego mechanizmem twardości, takim jak odchylenie pęknięć, osłona strefowa, osłona kontaktowa i mostowanie pęknięć. Zapobieganie propagacji pęknięć jest kluczowe w sytuacjach wysokiego zmęczenia, takich jak te występujące podczas żucia i parafunkcji. Ta kombinacja korzystnych właściwości mechanicznych czyni cyrkon materiałem wyjątkowym i stabilnym do użycia w sytuacjach o wysokim obciążeniu (15). Wytrzymałość na zginanie dwuosiowe implantów cyrkonowych wynosi od 900 do 1100 MPa, a moduł Weibulla wynosi od 10 do 13. Obróbka powierzchniowa, takie jak śrutowanie ziarnem powietrznym i ręczne szlifowanie, zwiększyły wytrzymałość na zginanie implantów cyrkonowych. Wytrzymałość jednoosiowa cyrkonu wynosi od 409 do 899 MPa. Oprócz wytrzymałości, twardość pękania jest jednym z pierwszych parametrów do oceny wydajności ceramicznych implantów dentystycznych. Twardość pękania dla implantów cyrkonowych wynosi od 4 do 6,2 MPa, a rozkład naprężeń dla zyrynowo-częściowo zastabilizowanego cyrkonu był podobny do tego dla tytanu (15). Topografia powierzchni oraz mechaniczne i chemiczne traktowanie cyrkonu wpływają na wytrzymałość ścinania implantów cyrkonowych. Traktowanie chemiczne, takie jak silanizacja zsiarczanego cyrkonu i stosowanie cyrkonu, znacząco zwiększa wytrzymałość ścinania.
Wystąpienie fosforanów wapnia jako materiału do przeszczepu i augmentacji kości związane jest z faktem, że kość składa się w 60-70% z fosforanów wapnia. Te materiały są nieimmunogenne i biokompatybilne z tkankami gospodarza. Dwa najczęściej stosowane fosforany wapnia to hydroksyapatyt (HA) i trójwapniowy fosforan, który jest używany jako materiał przeszczepowy do służenia jako szablon do nowego tworzenia kości, ponieważ te materiały promują i osiągają bezpośrednie połączenie implantu z twardymi tkankami. Oba promują wzrost kości kierowany pionowo oraz stosunkowo silne połączenie z kością. Badania wykazały, że po 4 tygodniach implantacji osteocyty gromadzą się sąsiednio do granul HA, co wskazuje na możliwość osteogenezy z implantami. Użycie tych fosforanów wapnia jako materiałów powłokowych dla implantów metalowych jest bezpośrednio związane z ich właściwościami fizycznymi i chemicznymi. Im bardziej krystaliczna powłoka HA, tym bardziej są one odporne na kliniczne rozpuszczenie. Obróbka cieplna po procesie osadzania poprawia krystaliczność HA. Porównano ilość integracji kości między implantami metalowymi a powłokowanymi HA w licznych badaniach, co sugeruje większą integrację kości z implantami powłokowanymi HA. Jednak inne badania wskazują, że nie ma istotnej różnicy między implantami powłokowanymi a niepowłokowanymi po miesiącach integracji, co sugeruje, że wczesna integracja może być dość różna (5).
Bio-szkło (SiO2-CaO-Na2O-P2O5-MgO) to inny ceramiczny biomateriał, który jest klasyfikowany jako bioaktywny, ponieważ stymuluje tworzenie kości. Pomimo ich korzystnych właściwości osteoindukcyjnych są one również bardzo kruche, co czyni je nieodpowiednimi do zastosowania w niektórych zastosowaniach implantacyjnych poddanych dużym obciążeniom. Wiadomo, że te materiały tworzą węglanowy hydroksyapatytowy w vivo jako wynik zawartości wapnia i fosforu. Tworzenie tej warstwy inicjowane jest przez migrację jonów wapnia, fosforu, sodu i krzemionki do tkanki w wyniku zmian zewnętrznego pH. W wyniku uwalniania się elementy te tworzą warstwę bogatą w krzemionkę i warstwę węglanu wapnia. Ta węglanowo-hydroksyapatytowa warstwa jest inicjowana przez osteoblasty do produkcji włókien kolagenowych, które stają się włączone do warstwy fosforanowo-węglanowo-węglanowo-węglanowej, co tworzy silny interfejs kościowy z bioglassem o grubości 100-200 µm.
Inne biomateriały implantów
Piana tytanowa – nowa powierzchnia implantu 8 sierpnia 2008 roku Kanadyjscy badacze z NRC Industrial Materials Institute opracowali porowatą pianę tytanową, która ma naśladować wersję metaliczną kości. Piana tytanowa jest tworzona poprzez mieszanie proszku tytanowego z polimerem, a następnie dodawanie środków pieniących, które rozszerzają polimer pod wpływem ciepła. Później, poprzez wysokotemperaturową obróbkę cieplną, polimer jest usuwany, a cząsteczki tytanu są spajane, co zapewnia strukturalną wytrzymałość porowatej struktury. Chropowata powierzchnia powoduje tarcie między implantem a kością, a także umożliwia wzrost kości do porów, co pomaga w stabilizacji implantu na miejscu. Wśród potencjalnych korzyści piany tytanowej jest możliwość zastosowania mniej inwazyjnych implantów dentystycznych (16).
Nowy materiał do implantów dentystycznych o nazwie handlowej „Roxolid” został opracowany w celu pokonania ograniczeń mechanicznych czystego tytanu. Nowy materiał składa się z dwóch pierwiastków: tytanu i cyrkonu. Ta dwuskładnikowa stop tytanu i cyrkonu charakteryzuje się znacząco zwiększoną stabilnością mechaniczną w porównaniu do tytanu stopowego klasy 4 pod względem wydłużenia. Implanty TiZr są wytwarzane z powierzchnią SLActive, podobnie jak implanty tytanowe SLActive: piaskowane, kwasem trawione, a następnie przechowywane w roztworze NaCl 0,9%, aby utrzymać czystą warstwę tlenku z jej właściwościami hydrofilowymi (17).
Polimery mają niższe wytrzymałości i niższe moduły sprężystości oraz wyższe wydłużenia do złamania w porównaniu z innymi klasami biomateriałów, są izolatorami termicznymi i elektrycznymi oraz są stosunkowo odporne na biodegradację. W porównaniu z kością mają one niższe moduły sprężystości o wielkościach zbliżonych do tkanek miękkich. Polimery zostały wytworzone w postaci porowatych i stałych do przyłączania tkanek, zastępowania i augmentacji oraz jako powłoki do przesyłania sił na obszary tkanek miękkich i twardych. Ogólnie rzecz biorąc, polimery i kompozyty polimerowe są szczególnie wrażliwe na techniki sterylizacji i obsługę. Jeśli przeznaczone są do użycia jako implanty, większość z nich nie może być sterylizowana parą wodną ani tlenkiem etylenu. Większość polimerycznych biomateriałów ma właściwości powierzchni elektrostatycznych i tendencję do gromadzenia się kurzu lub innych cząstek, jeśli są narażone na półczyste środowiska jamy ustnej (18).
Witreauszowy węgiel wywołuje bardzo minimalną odpowiedź tkanek gospodarza, jest jednym z najczęstszych biomateriałów implantacyjnych. W porównaniu z implantami metalicznymi węgiel jest bardziej inercyjny w warunkach fizjologicznych i ma moduł sprężystości podobny do zębiny i kości. W rezultacie węgiel deformuje się w tempie podobnym do tych tkanek, wzmacniając przekazywanie sił biomechanicznych. Jednak węgiel jest podatny na pękanie pod wpływem naprężeń rozciągających i naprężeń w warunkach stresowych ze względu na jego kruchość i podatność na pękanie pod wpływem naprężeń rozciągających w obecności wad powierzchniowych, które zazwyczaj powstają podczas obciążenia zginającego (5). Witrejuszowy węgiel jest czystą formą węgla w 99,99%, o wytrzymałości na ściskanie od 50 000 do 100 000 funtów na cal kwadratowy, wytrzymałości poprzecznej od 10 000 do 30 000 psi i moduł sprężystości między 3 a 4 x 106 psi. Ten moduł jest podobny do zębiny, co jest istotnym czynnikiem zmniejszającym siły ścinające na interfejsie kość-implant. Ten implant jest formowany przez formowanie żywicy w kształt implantu, cieplne przetwarzanie pod azotem, a następnie jego próżnia do odparowania azotu, tlenu, wodoru i wszelkich zanieczyszczeń zawartych w żywicy (19).
Węgiel pyrolityczny lub LTI (węgiel izotropowy o niskiej temperaturze) są tworzone w urządzeniu fluidyzacyjnym przez pirolizę gazowego węglowodoru, co osadza węgiel na wcześniej przygotowanym podłożu, takim jak grafit polikrystaliczny. Wersja krzemowa węgla pyrolitycznego jest przygotowywana przez kod uwzględniający krzem z węglem w celu produkcji silniejszego materiału implantacyjnego. Wytrzymałość i zdolność do absorpcji energii przy uderzeniu są prawie 4 razy większe niż w przypadku węgla szklistego lub witrejusza. Moduł sprężystości wszystkich materiałów węglowych izotropowych jest prawie taki sam jak kości (20).
Wybór biomateriału implantacyjnego
Amerykańskie stowarzyszenie stomatologiczne opracowało wytyczne dotyczące akceptacji implantów dentystycznych:
Ocena właściwości fizycznych zapewniających wystarczającą wytrzymałość; Wykazanie łatwości w wytwarzaniu i potencjale sterylizacji bez degradacji materiału; Ocena bezpieczeństwa i biokompatybilności, w tym testy cytotoksyczności i charakterystyka interferencji z tkankami; Wolność od wad; Przynajmniej dwie niezależne badania kliniczne, pokazujące skuteczność. Właściwości powierzchni implantu są fundamentalne dla krótkoterminowego i długoterminowego sukcesu urządzenia. Choć starannie zoptymalizowane powierzchnie nie mogą zapobiec awariom implantów z powodu niestabilności mechanicznych, mogą znacząco poprawić wskaźnik sukcesu większości rodzajów implantów. Wennerberg i współpracownicy sklasyfikowali powierzchnię implantów jako minimalnie chropowate (0,5-1 µm), średnio chropowate (1-2 µm), chropowate (2-3 µm), w oparciu o teksturę uzyskaną teksturę wklęsłą (głównie przez zabiegi dodawcze, takie jak powlekanie HA i piaskowanie tytanu plazmowego) Tekstura wypukła (głównie przez zabiegi odjęcia, takie jak trawienie i piaskowanie), W oparciu o orientację nieregularności Powierzchnie izotropowe, które mają taką samą topografię niezależnie od kierunku pomiaru i powierzchnie anizotropowe,
które wykazują wyraźną kierunkowość i różnią się znacząco pod względem chropowatości (21).
Piaskowanie metalicznego rdzenia z dodatkiem ścieru zmienia powierzchnię. Ma na celu zwiększenie nieregularności powierzchni za pomocą substancji takich jak aluminia i dwutlenek tytanu. Badania wykazały, że próbki piaskowane wykazywały największą zróżnicowaną powierzchnię. W niektórych badaniach wykazano, że piaskowanie pozwala na adhezję, proliferację i różnicowanie osteoblastów. Z drugiej strony fibroblasty miały trudniejszą adhezję do tej powierzchni; może to ograniczać proliferację tkanek miękkich i potencjalnie korzystać z formowania kości (21).
Powierzchnia kwasowo-trawiona została zaproponowana do modyfikacji powierzchni implantu bez pozostawiania resztek po procesie piaskowania, aby uniknąć nieregularnego traktowania powierzchni i kontrolować utratę substancji metalicznej z ciała implantu. Wykonuje się to za pomocą kwasów chlorowodorowego, siarkowego, HF i azotowego w różnych kombinacjach. Chropowatość przed trawieniem, mieszanka kwasowa, temperatura kąpieli i czas trawienia wszystkie wpływają na proces kwasowo-trawiony (3).
W latach 90. XX wieku badania modyfikowanej powierzchni wynikającej z piaskowania, a następnie kwasowo-trawienia wykazały obiecujące wyniki. Powierzchnia jest tworzona przez duże ziarno 250-500 µm proces piaskowania, a następnie trawienie kwasem chlorowodorowym / siarkowym. Głównym celem jest uzyskanie chropowatości powierzchni przez piaskowanie i mikrotekstury przez trawienie. Otrzymana powierzchnia składała się z równomiernie rozproszonych szczelin i otworów i wydawała się nieco mniej chropowata niż powierzchnia natryskana plazmowo, która prezentowała głęboko nieregularną teksturę, co zapewniało mniej korzystne środowisko do rozprzestrzeniania komórek. Autorzy dochodzą do wniosku, że tempo i stopień osteointegracji są wyższe w implantach piaskowanych i kwasowo-trawionych, sprzyjają one większemu kontaktowi z kością we wcześniejszych okresach czasowych w porównaniu do implantów natryskowych, powlekanych i prezentują lepsze właściwości osteoindykcyjne oraz wyższą zdolność do indukowania proliferacji komórek niż powierzchnie natryskowe (21).
Implanty natryskowe plazmowe są przygotowywane przez natryskiwanie stopionego metalu na bazie tytanu, co daje powierzchnię o nieregularnych rozmiarach i kształtach dolin, porów i szczelin, zwiększając mikroskopową powierzchnię 6 do 10 razy. Taktyczność może poprawić stabilizację implantów poprzez wzrost kości w powłokach, tworząc mechaniczne zatrzaski. Powierzchnie natryskane plazmowo uzyskane z bardziej reaktywnych materiałów zostały zaproponowane do przyspieszenia i zwiększenia wzrostu kości w pory powierzchni implantu. Powierzchnia tytanowa plazmowo natryskana (TPS) jest zgłaszana do zwiększenia powierzchni interfejsu implant-bone i działa podobnie jak trójwymiarowa powierzchnia, która może stymulować adhezję osteogenezę. Zwiększenie powierzchni interfejsu zostało zgłoszone na poziomie 600%. Porowata powierzchnia w zakresie TPS (150-400 mikronów) zwiększa także wytrzymałość na rozciąganie interfejsu implant-bone, opór na ścinanie i poprawę transferu obciążenia. Zmodyfikowano alkalicznie po natryskowaniu plazmowym, używając roztworów wodorotlenku sodu przez 40 C przez 24 godziny. Autorzy sugerują, że modyfikacja alkaliczna może być korzystna w celu skrócenia czasów gojenia klinicznego i tym samym poprawienia wskaźników sukcesu implantacji (3).
Powłoki hydroksyapatytowe (HA) mają podobną chropowatość i zwiększają funkcjonalną powierzchnię, jak TPS. Bezpośrednia wiązka kości pokazana z powłoką HA i wytrzymałość interfejsu HA-bone jest większa niż tytan-bone, a nawet większa niż TPS-bone (3). Natryskiwanie plazmowe HA obejmuje podgrzewanie hydroksyapatytu przez płomień plazmowy przy temp. ok. 15000-20000K. Następnie HA jest spryskiwany na implant w środowisku obojętnym, jak argon do grubości około 50-200 µm. Stopnie chropowatości (7-24 μm) zostały wytworzone przez natryskiwanie plazmowe. Sputtering to proces, w którym w komorze próżniowej atomy lub cząsteczki materiału są wyrzucane z celu przez bombardowanie wysokoenergetycznymi jonami. Rozładowane cząstki są odkładane na podłożu, umieszczonym w komorze próżniowej. Istnieją różne techniki rozpylania. Jednak inherentną wadą jest bardzo wolna szybkość osadzania. Technika rozpylania została użyta do pokrycia jednorodnymi cienkimi warstwami <1 μm o wysokiej wytrzymałości adhezyjnej do podłoża. Ostatnią metodą pokrycia HA na powierzchni implantu jest osadzanie laserowe impulsowe (PLD) jest techniką osadzania cienkiej warstwy, gdzie wysokoenergetyczny impuls laserowy jest skierowany do wewnątrz komory próżniowej, aby uderzyć w cel, który ma być osadzony. Ten materiał jest wyparowywany z celu (w plazmowym słupie) który odkłada go jako cienką warstwę na podłożu tego procesu może występować w ultra-wysokim próżniu albo w obecności gazu podłoża, jak tlen. (Laser Nd: Nd: YAG o długości fali 355 nm jest używany) (21).
Podsumowanie i wnioski Dyscyplina biomateriałów znacząco się rozwinęła na przestrzeni ostatnich dziesięcioleci, a syntetyczne biomateriały są teraz konstruowane, wytwarzane i dostarczane do profesjonalistów służby zdrowia jako urządzenia mechanicznie i chemicznie czyste, które mają wysoką przewidywalność sukcesu przy odpowiednim zastosowaniu w chirurgii rekonstrukcyjnej opartej na implantach. Charakteryzowanie powierzchni i praca nad tym, jak powierzchniowe i właściwości materiałów biomateriałów masowych łączą się w profile biokompatybilności implantów dentystycznych, stanowią ważny obszar w chirurgii rekonstrukcyjnej opartej na implantach. Ze względu na dużą liczbę różnych biomateriałów implantacyjnych i systemów implantacyjnych ważne jest, aby znać wskazania ich stosowania. Być może najważniejszym rozważeniem jest wybór materiału implantacyjnego i rodzaj kości, w której zostanie umieszczony implant. Inne czynniki do rozważenia to projekt implantu, dostępność opatrunków, wykończenie powierzchni i biomechaniczne aspekty zabiegów restauracyjnych. Nowoczesna stomatologia zaczyna rozumieć, realizować i wykorzystywać korzyści wynikające z biotechnologii w opiece zdrowotnej. Studia nad naukami materiałowymi wraz z naukami biomechanicznymi zapewniają optymalizację koncepcji projektowych i materiałowych dla implantów chirurgicznych.
Każdy z wymienionych biomateriałów ma swoje zalety i ograniczenia, które należy uwzględnić w kontekście specyficznych wymagań klinicznych i właściwości fizycznych. Wybór odpowiedniego biomateriału implantacyjnego zależy od wielu czynników, takich jak stabilność mechaniczna, biokompatybilność, zdolność do integracji z tkanką oraz zdolność do przenoszenia obciążeń. Wartość dodaną mają również właściwości powierzchni implantów, które mogą istotnie wpływać na procesy gojenia i długoterminowy sukces implantacji.
Podsumowując, dobór odpowiedniego biomateriału jest kluczowy dla sukcesu implantacji dentystycznej. Przez lata badania nad biomateriałami posunęły się naprzód, umożliwiając rozwój coraz bardziej zaawansowanych materiałów, które lepiej spełniają wymagania kliniczne i poprawiają jakość życia pacjentów korzystających z implantów dentystycznych.
Źródła:
1. Pearce AI, Richards RG, Milz S, Schneider E, et al. Animal models for implant biomaterial research in bone: a review. European Cells and Materials. 2007;13:1–10. [PubMed] [Google Scholar]
2. Use of biomaterials in dental implants: y commissionat in bulletin de lacademie nationale de medecine. 1995 [PubMed] [Google Scholar]
3. Carl E. Misch. Dental implant prosthetics. (3rd edition) [Google Scholar]
4. Malvin ER. Dentistry, An illustrated history. Chapter 3:32–33. [Google Scholar]
5. Anusavice, Shen Rawls. phillip’s science of dental materials. (12th edi-tion) [Google Scholar]
6. Titanium: A Miracle metal in dentistry. Trends Biomater Artif Organs. 2013;27(1):42–46. [Google Scholar]
7. Materials –zirconium properties. 2005 www.accuratus.com. [Google Scholar]
8. Titanium applications in dentistry. J. Am. Dent. Assoc. 2003;134(3):347–349. [PubMed] [Google Scholar]
9. Anusavice phillip’s science of dental materials. (11th edition) [Google Scholar]
10. O’Brien WJ. Dental Materials and Their Selection. (Fourth Edition) [Google Scholar]
11. Van Noort R. Titanium: The implant material of today Review. Journal of Material Science. 1987;22:3801–3811. [Google Scholar]
12. Williams DF. Boca Raton, Florida: crc Press; 1981. Biocompatibility of clinical implant materials. [Google Scholar]
13. Barksdale J. New York: Ronald press Co; 1966. Titanium: Its occurance, chemistry & technology; p. 3. [Google Scholar]
14. Hiroshi Egusa, Nagakazu Ko, Tsunetoshi Shimazu, Hirofumi Yatani. J. Prosthet Dent. 2008;100:344–347. [Google Scholar]
15. Prithviraj DR, Deeksha S, Regish KM, Anoop N. A systematic review of zirconia as an implant material. Indian Journal of Denatl Research. 2012;23(5) [PubMed] [Google Scholar]
16. www.osseotech.com.
17. European Cells and Materials. 2009;17(1):16–17. [PubMed] [Google Scholar]
18. POYMERIC BIOMATERIALS: PART 1: M I STILMAN [Google Scholar]
19. Vitreous carbon implants- Paul Schnitman and Leonard Schulman. DCNA. 1980 Jul [PubMed] [Google Scholar]
20. John Kent, Jack Bokros. Pyrolytic carbon and carbon coated metallic dental implants. DCNA. 1980 Jul [PubMed] [Google Scholar]
21. The Internet Journal of Dental ScienceTM . J. Biomed. Mater. Res. 1999;45:75–83. ISSN: 1937-8238. [Google Scholar]