ІНСТИТУТ СТОМАТОЛОГІЇ

АКАДЕМІЇ МЕДИЧНИХ НАУК УКРАЇНИ

СТАРІКОВА Світлана Леонідівна

УДК 616.314 - 089.843

ВИКОРИСТАННЯ ТАНТАЛУ І НІОБІЮ З МОДИФІКОВАНОЮ ПОВЕРХНЕЮ ДЛЯ ДЕНТАЛЬНОЇ ІМПЛАНТАЦІЇ

(експериментально-клінічне дослідження)

14.01.22 – стоматологія

А В Т О Р Е Ф Е Р А Т

дисертації на здобуття наукового ступеня

кандидата медичних наук

Одеса –2003

Дисертацією є рукопис.

Робота виконана в Харківському державному медичному університеті МОЗ України.

Науковий керівник: Заслужений діяч науки і техніки України,

доктор медичних наук, професор

Куцевляк Валерій Ісайович,

Харківський державний медичний університет МОЗ

України, завідувач кафедри дитячої стоматології,

дитячої щелепно-лицьової хірургії та імплантології

Офіційні опоненти:

- доктор медичних наук, професор Чулак Леонід Дмитрович,

Одеський державний медичний університет МОЗ України,

завідувач кафедри ортопедичної стоматології

- доктор медичних наук, професор Вовк Юрій Володимирович,

Львівський національний медичний університет ім. Данила

Галицького МОЗ України, завідувач кафедри хірургічної та

ортопедичної стоматології факультету післядипломної освіти

Провідна установа:

Національний медичний університет ім. О.О. Богомольця Моз

України, кафедра ортопедичної стоматології

Захист відбудеться “15” грудня 2003 року о 1300 годині на засіданні спеціалізованої вченої ради Д 41.563.01 в Інституті стоматології АМН України за адресою: 65026, м. Одеса, вул. Рішельєвська, 11.

З дисертацією можна ознайомитися у бібліотеці Інституту стоматології АМН України (65026, м. Одеса, вул. Рішельєвська, 11).

Автореферат розісланий “ 6 ” листопада 2003 р.

Вчений секретар

спеціалізованої вченої ради Чумакова Ю.Г.

ЗАГАЛЬНА ХАРАКТЕРИСТИКА РОБОТИ

Актуальність теми. Використання імплантатів у стоматології в якості штучних опор для незнімних протезів відкриває нові можливості в підвищенні ефективності ортопедичних заходів і дозволяє найбільш повно відновлювати жувальну функцію. Сучасний розвиток стоматологічної імплантології базується на широкому використанні досягнень в області матеріалознавства, біомеханіки, фізики, хімії, а також на результатах детального вивчення процесів взаємодії імплантатів із навколишньою тканиною.

В даний час розроблена безліч типів імплантатів. Для їхнього виготовлення застосовують кобальтохромові сплави, титан, корундову кераміку й ін. (Суров О.Н., 1998). Але метали, що використовуються, не забезпечують необхідного рівня корозійної стійкості, а керамічні матеріали мають підвищену крихкість. Спроба задовольнити обидві вимоги привела до створення комбінованих імплантатів з металу, покритого керамічним шаром. Але різноманітні фізичні властивості металу і кераміки призводять до виникнення на межі контакту матеріалів механічних напруг. Це у свою чергу впливає на хімічні властивості керамічного покриття і зменшує його адгезійну міцність. У ряді випадків відбуваються відколи керамічного покриття з металевої поверхні, а для біодеградуємих покриттів змінюється характер і швидкість їхньої взаємодії з біотканиною, що пояснює неоднозначні результати, отримані при використанні комбінованих імплантатів (Французька Імплантологічна Асоціація, 2001). Отже, питання застосування нових матеріалів у стоматології для виготовлення імплантатів, вивчення їхніх властивостей і особливостей взаємодії з тканинами організму залишається актуальним і в даний час.

Особливий інтерес представляють метали, що у природних умовах покриваються суцільною оксидною плівкою, яка має захисні властивості. До числа таких металів, крім титана, відносяться тантал і ніобій (Schider S., Bidstein H., 1980; Ткаченко С.С., Руцькой В.В., 1989). Поверхнева оксидна плівка забезпечує значне зростання інертності цих металів до впливу різноманітних середовищ, у тому числі при взаємодії металів із біологічними тканинами.

Іншим важливим питанням є міцне з'єднання імплантата з кісткою після його установки. Воно залежить від конфігурації імплантата, величини натягу, створюваного при його введенні, а також у чималому ступені від стану поверхні імплантата (Лясніков В.Н., 1995; Корецький В.Н., 1998; Параскевич В.Л., 2002). Низька корозійна стійкість металів, що використовуються, (нержавіюча сталь, КХС, титан) перешкоджала формуванню розвиненої поверхні. Проте при використанні танталу і ніобію, більш стійких до корозії, ці проблеми знімаються.

Підвищення міцності з'єднання імплантата з кісткою також може бути досягнуто при оптимізації процесів остеоінтеграції з використанням електростимуляційних методів, що обумовлено пьєзоелектричними властивостями кісткової тканини (Руцький В.В. і соавт., 1988). При оперативному втручанні виникають порушення статичних електричних потенціалів у кістці. З метою корекції цих порушень можуть бути використані електрети. Попередні дослідження виявили ефективність застосування електретних фторопластових плівок і оксидно-танталових покриттів заглибних фіксуючих пластинок для електростатичного впливу на остеорегенерацію (Ласка В.Л. і соавт., 1995). Виходячи з цього, є перспективною модифікація поверхні імплантата, що полягає в послідовному формуванні на ньому пористого і електретного покриттів, для виготовлення ендоосальних стоматологічних імплантатів з танталу і ніобію, що вводяться в альвеолярний відросток щелепи з метою формування опор під незнімні зубні протези.

З огляду на вищевикладене, у даний час виникнула необхідність у всебічному науковому обгрунтуванні застосування пористих електретних покриттів на поверхні стоматологічних імплантатів з метою їх широкого клінічного використання, що і явилося безпосереднім предметом даного дослідження.

Зв'язок роботи з науковими програмами, планами, темами. Подана робота є фрагментом науково-дослідної роботи кафедри дитячої стоматології, дитячої щелепно-лицьової хірургії і імплантології ХДМУ: “Комплексне лікування хворих із патологією щелепно-лицьової області”, №01980002619. Автор є безпосереднім виконавцем окремого фрагменту теми.

Мета дослідження – підвищення ефективності лікування адентій за рахунок оптимізації процесів остеоінтеграції при використанні імплантатів з танталу і ніобію з активними властивостями поверхні в якості штучних опор для незнімних протезів.

Для виконання поставленої мети були визначені такі задачі:

1.

2.

3.

4.

5.

Об'єкт дослідження – хворі з дефектами зубних рядів верхньої і нижньої щелеп; експериментальні тварини; модельні зразки титанових, танталових і ніобієвих імплантатів із різноманітними варіантами обробки їхньої поверхні.

Предмет дослідження – електрохімічні корозійні процеси на поверхнях титанових, танталових і ніобієвих імплантатів; ступінь остеоінтеграції імплантатів у кісткову тканину при різноманітних способах модифікації їхньої поверхні; вплив імплантатів з танталу і ніобію з модифікованою поверхнею на стан слизової оболонки ротової порожнини та кісткової тканини хворих.

Методи дослідження: лабораторні - електрохімічні дослідження для оцінки електродних потенціалів матеріалів імплантатів, напруги і корозійних струмів гальванопар імплантат-протез; растрова електронна мікроскопія для дослідження морфології поверхні імплантатів; визначення міцності на розрив для оцінки міцності з'єднання всіх типів імплантатів із кістковою тканиною; експериментальні: рентгенологічні – для вивчення перебудови кісткової тканини біля імплантаційного матеріалу в тілі нижньої щелепи кролика; морфологічні - для вивчення характеру змін кісткової тканини тіла нижньої щелепи навколо імплантату, а також стану внутрішніх органів тварин, яким вводили імплантати з модифікованою поверхнею; клінічний аналіз крові – для оцінки дії матеріалів на організм тварин; клініко-рентгенологічні методи - для оцінки стану імплантатів і їх впливу на тканини порожнини рота у хворих.

Наукова новизна одержаних результатів. Вперше проведено комплексний порівняльний аналіз електрохімічної активності титану, танталу і ніобію в залежності від стану поверхні металу.

Обгрунтовано можливість комбінованого застосування танталу і ніобію для формування пористого покриття на поверхні імплантата.

Вперше виявлено вплив виду окислення металу і товщини поверхневих оксидних плівок на корозійну стійкість імплантатів, виготовлених з танталу і ніобію. Визначено оптимальну товщину оксидної плівки для зниження електрохімічної активності цих металів.

Вперше проведені порівняльні дослідження міцності з'єднання імплантатів з кістковою тканиною при наявності на їхній поверхні пористого і електретного покриттів.

Встановлено особливості морфологічних і хімічних змін кісткової тканини і внутрішніх органів тварин при введенні імплантатів із модифікованою поверхнею.

Розроблено новий спосіб виготовлення стоматологічних імплантатів із керованою пористистю поверхні (Патент України № 33629 А) і наступним формуванням на них електретного покриття.

Практичне значення одержаних результатів. Розроблений спосіб модифікації поверхні стоматологічних імплантатів дозволяє істотно збільшити термін функціонування імплантатів в організмі за рахунок додаткової пасивації їхньої поверхні і підвищити міцність з'єднання імплантатів з кістковою тканиною шляхом формування пористості на поверхні і переведення поверхневого оксидного шару в електретний стан. Результати дослідження, отримані для танталових і ніобієвих імплантатів, можуть бути перенесені на інші металеві імплантати при вакуумному напилюванні на їхню поверхню танталових або ніобієвих плівок із наступною обробкою по запропонованій технології.

Розроблено практичні рекомендації до застосування танталових і ніобієвих стоматологічних імплантатів із модифікованою поверхнею для лікування повних або часткових адентій. Дані типи імплантатів впроваджені в клінічну практику кафедри дитячої стоматології, дитячої щелепно-лицьової хірургії і імплантології Харківського державного медичного університету; Харківського Республіканського центру стоматологічної імплантології; у стоматологічному відділенні Харківської міської дитячої клінічної поліклініки № 23.

Матеріали дисертації використовуються при проведенні практичних занять і лекцій для студентів стоматологічного факультету Харківського державного медичного університету і фізико-технічного факультету Національного технічного університету “Харківський політехнічний інститут”.

Особистий внесок здобувача. Дисертаційна робота є самостійним науковим дослідженням. Автор приймав безпосередню участь у постановці і проведенні експериментальної частини роботи, що включає електрохімічні, біомеханічні, електронно-мікроскопічні, рентгенівські, біохімічні і гістологічні дослідження. При виконанні клінічної частини роботи автор асистував на операціях по установці імплантатів, спостерігав хворих протягом усього періоду лікування, виконував ортопедичну частину лікування. Аналіз, інтепретація отриманих результатів і висновки належать автору.

Апробація результатів дисертації. Основні матеріали дисертаційної роботи викладені на III Міжнародній науково-практичній конференції “Актуальні проблеми стоматологічної імплантації” (Львів, 2000); конференції молодих вчених ХДМУ “Медицина третього тисячоріччя” (Харків, 2000); Республіканській науково-практичній конференції “Нове в стоматології і щелепно-лицьової хірургії” (Харків, 2001); Міжнародній науково-практичній конференції “Динаміка наукових досліджень” (Дніпропетровськ, 2002).

Публікації. За матеріалами дисертації опубліковано 15 наукових праць, з яких 5 статей у фахових виданнях, ліцензованих ВАК України, 2 Патенти України на винахід, 6 праць у збірниках наукових праць, 2 – у вигляді матеріалів конференцій.

Структура дисертації. Дисертація викладена на 173 сторінках друкарського тексту і складається з вступу, огляду літератури, опису об'єктів і методів дослідження, трьох розділів власних досліджень, заключення, висновків, практичних рекомендацій, списку використаних джерел, що містить 107 джерела авторів країн СНД і 80 іноземних авторів, та додатку. Робота ілюстрована 16 таблицями і 36 рисунками.

ОСНОВНИЙ ЗМІСТ РОБОТИ

Об'єкти та методи дослідження. Модельні зразки для проведення електрохімічних досліджень виготовлялися з титанової, ніобієвої і танталової жерсті. Для очищення металевих пластин від домішок і зняття в них механічних напруг зразки відпалювались у вакуумі при тиску Р=110-3Па, протягом =30хв. На частину танталових зразків наносилося двошарове пористе покриття з ніобієвого порошку. Потім пластини піддавали окисленню. Використовувалося окислення двох видів: термічне й анодне. У першому випадку взаємодія металу з киснем відбувалася по дифузійному механізму, і товщина оксидної плівки визначалася часом експозиції нагрітого до Т=670К металу на повітрі. Були приготовлені чотири групи зразків з експозиціями =1, 2, 4 і 8 годин. Другий тип окислення проводився при введенні окислюваного металу у ванну з електролітом (0,01% - водяний розчин Н3РО4) і включенні зовнішнього електричного поля. У якості противоелектроду використовувалася танталова пластина. При анодному окисленні товщина оксидної плівки на модельному зразку визначалася величиною напруги анодування Uа. Були приготовлені сім груп зразків, отримані для таких значень Uа : 30, 45, 60, 75, 90, 105 і 120В.

При проведенні досліджень у порівнянні електрохімічної активності титану, танталу і ніобію вимірювалися електродні потенціали металів; напруги, що виникають на гальванопарах метал імплантата - метал протеза; корозійні струми, що протікають у зовнішньому ланцюзі при короткому замиканні електродів, що складають такі гальванопари. Виміри проводилися в електрохімічній комірці, заповненій фізіологічним розчином (0,9% - водяний розчин NaCl).

Експериментальні дослідження формування кісткової тканини при контакті з поверхнею імплантатів проводилися на кроликах породи Шиншила віком 20 місяців (початок зрілого віку) і вагою 3 кг. Кроликам вводили титанові пластини, пластини з танталу і ніобію з пористим покриттям і пластини з танталу і ніобію з пористим і електретним покриттями. Тварини були виведені з експерименту через 1, 2 і 3 міс. шляхом повітряної емболії. Для оцінки впливу імплантаційного матеріалу на організм тварин проводили макро- і мікроморфологічні, рентгенологічні дослідження кісткової тканини тіла нижньої щелепи, патоморфологічні дослідження внутрішніх органів і клінічний аналіз крові.

Зрізи, товщиною 6–8 мкм, виготовляли на мікротомі “Reichert”, офарблювали гематоксиліном і еозіном, пікрофуксином по ван Гізон, оцінювали і фотографували під світловим мікроскопом “Rathenow”. Для оцінки стану остеонних конструкцій кісткової тканини матеріал офарблювали пікросиріусом червоним (Constantine V.S., Movry B.W., 1968) і досліджували під поляризаційним мікроскопом “Polmy-A”.

Узяту для клінічного аналізу кров оцінювали за такими показниками: швидкість осідання еритроцитів, кількість тромбоцитів, час згортання, показники еритроцитів, кількість гемоглобіну, лейкоцитів, лейкоцитарна формула крові.

Для проведення біомеханічних досліджень тварини виводилися з експерименту через 3 міс. Макропрепарати щелеп фіксували в 10 %- нейтральному формаліні. У підготовлених щелепах забезпечували вільний доступ до отворів у імплантатах. Дослідження, що дозволяли порівняти силу зчеплення імплантатів із кісткою, проводилися на розривній машині 2038Р005. До нижнього нерухомого затискача розривної машини за допомогою сталевого дроту кріпили щелепу кролика, а до верхнього рухливого кріпився дріт, що проходив через отвір імплантата. Верхній затискач рухався зі швидкістю =0,1мм/хв. Величину зусилля реєстрували за допомогою самописа і цифрового реєстратора, що входять до складу розривної машини.

Для апробації в клініці виготовлялися эндоосальні імплантати з танталу і ніобію з модифікованою поверхнею. Під спостереженням знаходилося 20 пацієнтів у віці від 25 до 68 років (чоловіків - 8, жінок - 12), яким було проведено 27 операцій імплантації.

Усього було поставлено 27 пластинкових ендоосальних імплантатів: 7 на верхню і 20 на нижню щелепу, із них 5 двоголовочні індивідуально виготовлені, 1 вертикальний одноголовочний, 6 одноголовочних із дистально усунутою голівкою. Всі імплантації проводилися під місцевою анестезією. Перед операцією проводили консультації у терапевта, імунолога, анестезіолога, а також при необхідності у лікарів інших фахів.

Всім хворим проводилося лабораторне дослідження: клінічний аналіз крові і сечі; біохімічний аналіз крові; вивчення показників системи крові, що згортає; імунологічне обстеження. При обстеженні хворих до і після лікування застосовували рентгенологічне дослідження. У деяких випадках для ретельного рентгенологічного аналізу структури кісткової тканини проводили томографію.

Після імплантації контрольні рентгенограми робили через 1, 6 і 12 місяців, а надалі - один раз у рік. При цьому визначали глибину резорбції кісткової тканини в області імплантата. Стан слизової оболонки навколо імплантата оцінювався по зовнішньому вигляду, за допомогою проби Шилера-Писарєва, по наявності і глибині периімплантатної щілини.

Ортопедичне лікування з використанням постійних конструкцій проводилося через місяць після операції імплантації незнімними цільнолитими (металопластмасовими, металокерамічними) конструк-ціями.

Спостереження за пацієнтами склали від 1 до 5 років.

Результати досліджень. Початкова активність металу при електрохімічній корозії визначалася величиною електродного потенціалу і його зсуву в область негативних значень. Отримані дані показали, що найбільшою активністю у вихідному стані володів титан, що мав негативний електродний потенціал (Е=-0,0440,001В). Електродний потенціал ніобію був близький до нульового значення (Е=-0,0050,001В), а для танталу потрапив в область позитивних значень (Е=0,0610,001В). Окислення поверхні металів збільшувало їхню пасивність, що виявлялося у зсуві потенціалів усіх металів у позитивну сторону: для титану Е=0,3250,001В; для ніобію Е=0,170610,001В; для танталу Е=1,9400,001В. При цьому рівень пасивації титану навіть перевершував ніобій.

При аналізі напруг на гальванопарах, що виникають при електричному контакті металу імплантата і металу протеза, ситуація була також неоднозначною. Титан, покритий природним оксидом, разом із металом протеза показував мінімальну напругу (U=0,0670,001В), у два рази менше, ніж для танталу (U=0,1300,001В) і ніобію (U=0,1670,001В). Після окислення пара титан-протез перемістилася по активності на другу позицію (U=0,3250,001В), поступившись лідерством по пасивності парі ніобій-протез (U=0,1220,001В). Для пари тантал-протез передумови до корозії залишалися високими і після анодного окислення (U=0,4590,001В). Це свідчило про більший ступінь нерівноважності системи танталовий імплантат - сплав протеза, і пояснювалося зсувом електродного потенціалу танталу, особливо після пасивації, в область більших позитивних значень, характерних для благородних металів, при незмінному значенні електродного потенціалу металу протеза.

Водночас при аналізі величин вимірюваних корозійних струмів, що показують швидкість руйнації металу, тантал після пасивації значно перевершував ніобій і особливо титан у стійкості до електрохімічної руйнації. Швидкість корозії ніобію, як з природною оксидною плівкою, так і після анодного окислення, була в 10 і більше разів нижче, ніж у титана. Незважаючи на те, що гальванопара, що складається з титанового імплантата і металу протеза, мала приблизно рівну з парою ніобієвий імплантат-протез і більш низьку, у порівнянні з парою танталовий имплантат-протез, активність, вона руйнувалася в процесі корозії завжди з більш високою швидкістю, що виражалося в значно більших, у порівнянні з іншими зразками, значеннях корозійних струмів. Це пояснюється перевагами оксидів танталу і ніобію в порівнянні з титаном: відсутністю макродефектів, значною хімічною стійкістю до впливу різноманітних агресивних середовищ і рекордно низькою електричною провідністю.

Використання комбінації танталу і ніобію для виготовлення імплантатів не активувало процеси електрохімічної корозії, оскільки було встановлено, що напруга на гальванопарі тантал-ніобій близька до нуля, а значення корозійного струму виміряти не вдалося через граничну малість величини (J<10-6А/м2), що свідчило про відсутність або самоподавлення оксидами обох металів корозійних процесів.

Було встановлено, що оксиди танталу і ніобію блокують корозійний процес в обох можливих випадках. Якщо імплантат є анодом, то при рості оксиду різко знижується рухливість іонів металу при їхній дифузії через оксид у розчин. Коли ж імплантат є катодом, то оксид, що має дуже високий електричний опір, різко обмежує електронний струм і перешкоджає протіканню відновлювальних процесів біля катоду. Ці властивості розширюють коло матеріалів, що можуть використовуватися для виготовлення незнімних протезів, у сполученні з опорами на ніобієвих і танталових імплантатах.

Оксиди танталу і ніобію спроможні самовідновлюватись при ушкодженні або збільшувати власну товщину при підвищенні реагентності навколишнього середовища, що особливо актуально для біокорозійних процесів, коли властивості середовища в процесі життєдіяльності організму можуть змінюватися.

Була також досліджена ефективність пасивації, пов'язана з окисленням ніобію і танталу за різноманітними технологіями. Поверхня цих металів відразу ж після їхньої обробки покривається природною оксидною плівкою товщиною 0,0050,010 мкм, що вже у вихідному стані забезпечує металам хімічну пасивність. Проте, збільшення товщини поверхневої оксидної плівки ще більш знижує (у 1001000 разів) швидкість протікання процесів електрохімічної корозії. Таке збільшення товщини оксиду може бути досягнуто або шляхом нагрівання імплантату до Т=650К на повітрі, або в процесі електрохімічної реакції при анодному окисленні, коли введення кисню в метал відбувається під впливом зовнішнього електричного поля. У першому випадку на поверхні імплантату формувався кристалічний оксид, і його товщина визначалася часом експозиції металу на повітрі. В другому випадку утворювалася аморфна оксидна плівка через високу швидкість окислення металу, товщина якої залежала від величини підводимої до металу напруги від зовнішнього джерела струму.

Було встановлено, що додаткову пасивацию імплантатів з танталу і ніобію необхідно проводити методом анодного окислення. У цьому випадку утвориться суцільна бездефектна аморфна оксидна плівка на відміну від кристалічного оксиду, для якого характерна наявність внутрішніх механічних напруг, що викликають появу в його об'ємі мікротріщін і пористості, що призводить до збільшення корозійних токів у 10 і більше разів. Експериментально встановлено, що оптимальна товщина анодного оксиду, який блокує корозійний процес і переводить імплантат у пасивний стан, складає від 0,13 до 0, 25 мкм.

Оскільки анодне окислення металу відбувалося в електричному полі з високою напруженістю (до 109В/м), і оксид, що зростав, мав аморфну структуру, спроможну накопичувати у своєму об'ємі електричний заряд, то анодні оксидні плівки, як танталу, так і ніобію, мали електретні властивості.

Результати досліджень міцності зчеплення імплантата з кістковою тканиною показали, що зусилля розриву титанового імплантату з кісткою складало 0,430,01 кг/мм2, імплантату з танталу і ніобію з пористою поверхнею - 0,620,01кг/мм2, а имплантату з танталу і ніобію з пористою поверхнею і електретним шаром - 0,740,01 кг/мм2. Міцність зчеплення пористого покриття з металом основи після припікання металевого порошку до пластини імплантату складало 1,50,01 кг/мм2, що перевищувало значення відриву імплантатів від кісткової тканини в усіх випадках (діапазон значень від 0,4 до 0,8 кг/мм2). Отже, у всій серії експериментів відбувався розрив місць зчеплення кісткової тканини і імплантату, а не відкол пористого покриття з поверхні імплантату, що підтверджує коректність проведених досліджень.

Мінімальне зусилля розриву, як і передбачалося, спостерігалося для полірованих зразків. Причому різниця в порівнянні з пористими зразками складала до 45 % навіть на ранніх термінах після введення імплантатів. На поверхні деяких зразків при мікроскопічному дослідженні були помітні значні окремі фрагменти кісткової тканини, що свідчило про порівнянність величин міцності зчеплення пористого імплантату з кісткою і міцності самої кісткової тканини. Додаткова пасивація з наступним формуванням на поверхні імплантату електретного шару призводила до збільшення зусилля розриву ще приблизно на 20 %.

Введення імплантатів у щелепи кроликів проводилося на невеличкі терміни (до 3 місяців), тому розходження в хімічних властивостях між титаном і танталом з ніобієвим покриттям не повинні були позначитися істотно. Отже, ефект підвищення міцності фіксації імплантатів у кістковій тканині в другому випадку визначається тільки наявністю пористого покриття.

Оскільки в другому і третьому випадках імплантати виготовлялися з однакових матеріалів по одній технології, ефект посилення фіксації пояснювався наявністю на поверхні імплантатів третьої групи електретного шару, негативний об'ємний заряд якого прискорює транспорт до поверхні імплантата іонів, що є базовим матеріалом для утворення нової кісткової тканини.

Проведені патоморфологічні дослідження органів кроликів, яким вводилися імплантати з танталу і ніобію з модифікованою поверхнею, свідчили про відсутність у танталу і ніобію, а також їхніх оксидів токсичних властивостей. У досліджуваних органах не було виявлено дистрофічних і деструктивних порушень, а також ознак кумуляції іонів металів, що дозволяє зробити висновок про нешкідливість цих металів для організму. Вивчення клінічних показників крові показало, що в найближчий і віддалений періоди після введення імплантатів з танталу і ніобію з модифікованою поверхнею ознак інтоксикації організму кроликів не виявлено.

На підставі гістологічних досліджень встановлено, що відмінна риса реакції кісткової тканини при введенні імплантатів з танталу і ніобію з модифікованою поверхнею виявлялася вже через один місяць. Імплантати, що розташовувалися в області компактного шару кістки, щільно до нього прилягали. Сполучна капсула або була відсутня на ділянках, або була тонкою. При цьому спостерігався більш виражений процес остеоінтеграції, а площа осередків деструкції кісткової тканини була істотно менше в порівнянні з титановими імплантатами і імплантатами з танталу і ніобію без електретного покриття. У двох останніх випадках виявлялася сполучна капсула, що складається з декількох шарів колагенових волокон, зібраних у пучки, з фібробластами між ними. У кістковій тканині, що прилягає до капсули, спостерігалися реактивні прояви, пов'язані з перебудовою остеонних конструкцій.

Така особливість може бути пояснена як спроможністю до утримання кров'яного згустка пористою поверхнею імплантату (Перова М.Д., 2001), що важливо для адгезії остеогенних клітинних форм і прямого відкладення білків на поверхні, так і стимуляцією з боку електричного поля електретного покриття імплантатів, що робить ці процеси більш вираженими і спрямованими.

Таким чином, гістологічні дослідження показали, що імплантати з танталу і ніобію з модифікованою поверхнею вже через один місяць щільно прилягали на всьому протязі до компактного шару кістки, і лише на невеличких ділянках виявлялися осередки тонкої сполучної тканини. Щільність судинних каналів, остеонів, що прилягають до області імплантату, була висока, що свідчило про активацію процесів репаративної регенерації за рахунок електретних властивостей оксидної плівки на поверхні імплантату.

Для відновлення зубних рядів у клініці використовувалися ендоосальні пластинкові імплантати з танталу і ніобію з модифікованою поверхнею.

У ході клінічного застосування відбувалася оцінка стану тканин, що оточують імплантат, а також ефективності застосування імплантатів з танталу і ніобію з модифікованою поверхнею в пацієнтів, що мали імплантати з інших металів в організмі або металеві мостовидні протези в порожнині рота.

Усього зафіксовано 27 незнімних протезів з опорою на імплантати з танталу і ніобію з модифікованою поверхнею. Жодний імплантат не був видалений після періоду інтеграції. Віддалені результати нами простежені від 1 до 5 років.

Проведені експериментально-клінічні дослідження показали, що імплантати з танталу і ніобію з модифікованою поверхнею не викликають виражених змін у тканинах, що оточують імплантат. Адаптація хворих відбувалася без особливостей і не викликала явищ дискомфорту. Спостереження за станом тканин, що оточують імплантат, через 15 років виявили задовільні результати: були відсутні неприємні відчуття при жуванні, не виникала патологічна рухливість мостовидних протезів, не відбувалося оголення шийок імплантатів.

Показник проби Шиллера-Писарєва через один місяць після імплантації зростав з 1,21 ± 0,05 до 1,51 ± 0,05. Протягом усього терміну досліджень цей показник залишався на стабільному рівні. Отже, проба Шиллера-Писарєва в хворих з імплантатами з танталу і ніобію з модифікованою поверхнею не викликала значного підвищення вмісту глікогену. При такому стані слизова оболонка зберігала гарні регенеративні спроможності, що не призводило до її глибоких змін та хронічних запальних процесів.

Показники кольорового стану слизової оболонки при застосуванні імплантатів з танталу і ніобію з модифікованою поверхнею зросли незначно з 1,91 ± 0,05 до 2,06 ± 0,05. Слизова оболонка в основної маси хворих була блідо-рожевого корьору вже не ранніх термінах спостереження.

Електретне покриття на поверхні імплантатів з танталу і ніобію сприяло найбільш оптимальному протіканню процесів остеоінтеграції, зводило до мінімуму ризик розвитку найближчих і віддалених запальних ускладнень, забезпечувало позитивний результат імплантації навіть у прогностично несприятливої категорії пацієнтів і дозволяло застосовувати раннє дозоване функціональне навантаження. З урахуванням результатів гістологічних досліджень, коли початок остеоинтеграції спостерігався вже на ранніх термінах (через один місяць) після введення імплантатів, наступне ортопедичне лікування постійними протезами проводилося вже через один місяць після введення імплантатів.

ВИСНОВКИ

В роботі представлене теоретичне узагальнення і нове вирішення актуальної наукової задачі, що полягає в обгрунтуванні ефективності використання імплантатів із танталу і ніобію з модифікованою поверхнею в якості опор під зубні протези.

1.

2.

3.

4.

5.

6.

7.

ПРАКТИЧНІ РЕКОМЕНДАЦІЇ

1.

2.

3.

4.

5.

СПИСОК ОПУБЛІКОВАНИХ ПРАЦЬ ЗА ТЕМОЮ ДИСЕРТАЦІЇ

1.

2.

3.

4.

5.

6.

7.

8.

9.

10.

11.

12.

13.

14.

15.

АНОТАЦІЯ

Старікова С.Л. Використання танталу і ніобію з модифікованою поверхнею для дентальної імплантації. - Рукопис.

Дисертація на здобуття наукового ступеня кандидата медичних наук за спеціальністю 14.01.22 - стоматологія. – Інститут стоматології АМН України, Одеса, 2003.

Дисертація присвячена вивченню способів модифікації поверхні дентальних імплантатів для оптимізації процесів остеоінтеграції і скорочення строків початку ортопедичного лікування незнімними протезами.

Вперше проведено комплексний порівняльний аналіз електрохімічної активності титану, танталу і ніобію в залежності від стану поверхні металу. Обгрунтована можливість комбінованого застосування танталу і ніобію для формування пористого покриття на поверхні імплантату. Виявлено вплив способу окислення металу і товщини поверхневих оксидних плівок на корозійну стійкість танталових і ніобієвих імплантатів. Визначено оптимальну товщину оксидної плівки для зниження електрохімічної активності цих металів.

Проведено порівняльні дослідження міцності з'єднання імплантатів з кістковою тканиною, а також встановлено особливості морфологічних і хімічних змін кісткової тканини і внутрішніх органів тварин при введенні імплантатів з модифікованою поверхнею.

Проведена клінічна апробація запропонованих імплантатів.

Ключові слова: дентальна імплантація, тантал, ніобій, пористе покриття, анодна оксидна плівка, електрет.

АННОТАЦИЯ

Старикова С.Л. Использование тантала и ниобия с модифицированной поверхностью для дентальной имплантации. - Рукопись.

Диссертация на соискание ученой степени кандидата медицинских наук по специальности 14.01.22 - стоматология. – Институт стоматологии АМН Украины, Одесса, 2003.

Диссертация посвящена изучению способов модификации поверхности дентальных имплантатов для оптимизации процессов остеоинтеграции и сокращения сроков начала ортопедического лечения несъемными протезами.

Проведен комплексный сравнительный анализ электрохимической активности титана, тантала и ниобия, как в исходном состоянии, так и после их дополнительной пассивации путем окисления поверхности металлов. Установлено, что после окисления тантала и ниобия скорость коррозии этих металлов резко уменьшается в отличие от окисления титана. Это проявляется в снижении коррозионных токов для ниобия в 10?20 раз, тантала 1000?2000 раз. Обоснована возможность комбинированного применения тантала и ниобия для формирования пористого покрытия на поверхности имплантата.

Показано, что пассивацию имплантатов из тантала и ниобия необходимо проводить методом анодного окисления. Оптимальная толщина анодного оксида, блокирующего коррозионный процесс и переводящего имплантат в пассивное состояние, составляет от 0,13 до 0, 25мкм. Поскольку анодное окисление металла происходило в электрическом поле с высокой напряженностью (до 109В/м), и растущий оксид имел аморфную структуру, способную накапливать в своем объеме электрический заряд, то анодные оксидные пленки, как тантала, так и ниобия обладали электретными свойствами.

Результаты испытаний прочности сцепления имплантата с костной тканью показали, что минимальное усилие разрыва, как и предполагалось, наблюдалось у полированных образцов. Причем разница по сравнению