Содержание к диссертации
Введение
ГЛАВА 1. Обзор литературы 11
1.1. Патоморфология процессов, протекающих при внутрикостной имплантации 11
1.2. Характеристика покрытий биоинертных материалов 28
1.3. Краткая характеристика биокомпозитных материалов 32
ГЛАВА 2. Материалы и методы исследования 38
2.1. Общая характеристика материала для исследования 38
2.2. Краткая характеристика используемых покрытий титановых имплантатов 39
2.3. Краткая характеристика биокомпозиционного материала КоллапАн-гель 40
2.4. Хирургическая техника имплантации 41
2.5. Морфологические методы исследования 42
ГЛАВА 3. Результаты собственных исследований 44
3.1. Особенности регенерации костной ткани при использовании имплантата, подвергшегося пескоструйной обработке с последующим травлением 44
3.2. Особенности регенерации костной ткани при использовании имплантата, подвергшегося пескоструйной обработке с последующим микродуговым оксидированием в щелочных электролитах 57
3.3. Особенности регенерации костной ткани при использовании имплантата, подвергшегося пескоструйной обработке с последующим микродуговым оксидированием в щелочных электролитах, содержащих Ca и P 71
3.4. Сравнительный анализ результатов использования различных типов имплантатов 86
ГЛАВА 4. Обсуждение результатов исследования 98
Выводы 106
Практические рекомендации 107
Список литературы
- Характеристика покрытий биоинертных материалов
- Краткая характеристика биокомпозиционного материала КоллапАн-гель
- Особенности регенерации костной ткани при использовании имплантата, подвергшегося пескоструйной обработке с последующим микродуговым оксидированием в щелочных электролитах
- Особенности регенерации костной ткани при использовании имплантата, подвергшегося пескоструйной обработке с последующим микродуговым оксидированием в щелочных электролитах, содержащих Ca и P
Введение к работе
Актуальность темы
Актуальным направлением современной медицины является изучение свойств костной ткани на различных сроках имплантации титановых конструкций с биоинертными свойствами.
Развитие имплантации связано с проблемой достижения надежной остео-интеграции путем совершенствования внутрикостной части металлических конструкций (Кулаков А.А., Безруков В.М., 2003; Гюнтер В.Э., 2011; Albrektsson T.O., Johansson,C.B., Sennerby, L., 2000).
Достигнуто немало успехов в создании и совершенствовании мезо- и су-праструктур имплантационных систем (Гветадзе Р.Ш., 2011; Матвеева А.И., 2002; Naert I., Koutsikakis G., Duyck J., 2002).
Основным механизмом, обеспечивающим долгосрочную стабильность имплантата, признается биологическая интеграция, которая подразумевает возникновение анатомической и функциональной взаимосвязи между изменяющейся живой костью и поверхностью имплантата под влиянием физиологических нагрузок. Остеоинтеграция происходит путем врастания кости в поверхность имплантата. При плотном введении его достигается первичная механическая фиксация, которая в дальнейшем уступает первенство вторичной фиксации, наступающей в результате интимного взаимодействия поверхности им-плантата с костной тканью. Однако в процессе репаративной регенерации нередко наблюдается резорбция поврежденной кости вокруг компонентов эндо-протеза. Самоорганизующаяся граница раздела «кость-имплантат» может быть не полностью представлена органотипичной тканью, что таит в себе определенный риск развития нестабильности имплантата (Кавалерский Г.М. с соавт., 2005; Дружинина Т.В. с соавт., 2007; Motomiya М. et al., 2007; Steinert A.F. et al., 2007; Brun P. et al., 2008).
Одной из основных характеристик, обеспечивающих стабильную фиксацию бесцементных эндопротезов в костной ткани и, следовательно, их долговечность и функциональность, является текстура и свойства поверхности им-плантатов. Известно, что использование эндопротезов без специальных покрытий не всегда обеспечивает надежную фиксацию (Берченко Г.Н., 2000; Надеев А.А. 2004; Ахтямов И.Ф: 2006). Для улучшения механических характеристик и оптимизации биологических процессов взаимодействия между костной тканью и поверхностью имплантатов используются разнообразные текстурированные (пористые, шариковидные, коралловидные), а также биокерамические покрытия. Дальнейшее совершенствование их происходит по пути приближения к нормальной трехмерной структуре костной ткани на основе применения нано-технологий и вызывает пристальный интерес со стороны ученых разных специ-
альностей — материаловедов, врачей, биологов, химиков и др. (Мамаев А.И., 1998; Маланин Д.А. с соавт., 2004, 2006; Багмутов В.П., 2006; Карлов А.В. с со-авт., 2008; Калита В.И. соавт., 2006; Moroni L. et al., 2008; Nuss K.M.R., von Rechenberg B., 2008).
Одним из перспективных направлений замещения костных дефектов является использование биоактивных материалов на основе фосфатов кальция (гидроксиапатит, трикальцийфосфат) близких по своему составу костной ткани человека. Продолжается активная разработка биоактивных материалов на основе синтетического гидроксиапатита, который по фазовому составу идентичен основной минеральной составляющей кости – биологическому гидроксиапати-ту. Материалы на основе гидроксиапатита обладают способностью к химическому и биологическому связыванью с костью (Берченко Г.Н., 2009).
По литературным данным, биокомпозитные материалы способны улучшать взаимодействие поверхности имплантатов с костной тканью, особенно в ранние сроки после операций (Строганова Е.Е., 1998, 2003; Шашкина Г.А., 2006; Hing К.А., 2004; Siddappa R. et al., 2008).
Таким образом, изучение биологических особенностей интеграции между костной тканью и имплантатами с различными видами современных структурных и биокерамических покрытий с применением биокомпозитных материалов является актуальной задачей, решение которой имеет не только научное, но и важное практическое значение.
Цель исследования
Выявление особенностей регенерации костной ткани при имплантации титановых конструкций, обработанных методом микродугового оксидирования двух видов, с использованием биокомпозиционого материала и без него.
Задачи исследования
-
В эксперименте на животных изучить морфологические изменения костной ткани при имплантации титановых конструкций, обработанных пескоструйным напылением и микродуговым оксидированием двух видов.
-
В эксперименте на животных изучить морфологические изменения костной ткани при имплантации титановых конструкций, обработанных пескоструйным напылением и микродуговым оксидированием двух видов, с использованием биокомпозиционного материала.
-
Сравнить особенности тканевой реакции при имплантации титановых конструкций с модифицированной поверхностью при помощи пескоструйного напыления, микродугового оксидирования двух видов с использованием биокомпозиционного материала и без него.
Основные положения, выносимые на защиту
-
Использование покрытий, созданных при помощи микродугового оксидирования, улучшает течение остеоинтегративного процесса на границе раздела «кость-имплантат», создавая условия для стабильной фиксации имплантата.
-
Использование титановых имплантатов, обработанных методом микродугового оксидирования, в сочетании с биокомпозиционным материалом способствует более высокой интенсивности репаративного процесса.
Научная новизна
Разработан и предложен оригинальный метод покрытия титановых конструкций на основе микродуговой обработки, при которой происходит диффузионное насыщение структуры материала в растворе специальных экологически безопасных электролитов, образующих биосовместимые наноструктуриру-емые оксидокерамические покрытия (патент РФ на изобретение № 2346089).
Проведено сравнительное изучение морфологических особенностей ткани, образующейся при контакте кости с оригинальным отечественным покрытием титановых имплантатов, модифицированным при помощи микродугового оксидирования, и титановыми имплантатами, модифицированными при помощи микродугового оксидирования, с применением биокомпозиционого материала.
Установлено, что наличие покрытия, сделанного при помощи микродугового оксидирования, способствует энхондральной оссификации регенерата вокруг имплантатов путем его ремоделирования и резорбции провизорной соединительной или хрящевой ткани, в сравнении с процессами вокруг титановых имплантатов без покрытия, характеризующимися фиброгенезом.
Установлено, что использование покрытия, сделанного при помощи микродугового оксидирования, с применением биокомпозиционого материала обеспечивало более выраженную интенсивность процессам первичного и эн-хондрального костеобразования.
Полученные данные дополняют современные представления о строении ткани на границе раздела «кость-имплантат» при модификации поверхности имплантата за счет покрытий, созданных при помощи микродугового оксидирования и биокомпозиционого материала, что является основанием для последующих фундаментальных исследований в импланталогии.
Практическая и теоретическая значимость работы
Результаты настоящего исследования могут быть использованы в практической работе отделений челюстно-лицевой хирургии и травматологии, а также
в учебном процессе на кафедрах патологической анатомии, хирургии, травматологии и ортопедии медицинских вузов.
Выявленные особенности каждого из покрытий, созданных при помощи микродугового оксидирования, должны учитываться в травматологии и ортопедии для дифференцированного подхода к их использованию и разработке новых технологий.
Установленная динамика формирования ткани на границе раздела с костью при использовании различных покрытий имплантатов и применении биокомпозитных материалов, имеет значение для оценки степени восстановления костной ткани после имплантации или протезирования и разработки тактики реабилитационного лечения.
Внедрение результатов исследования
Основные положения, результаты и выводы проведенного исследования внедрены в работу ГБУЗ «Пензенская областная клиническая больница им. Н. Н. Бурденко», ГБУЗ «Пензенская городская клиническая больница №5». Материалы диссертационного исследования используются в учебном процессе на кафедре клинической морфологии и судебной медицины с курсом онкологии Медицинского института Пензенского государственного университета и кафедре патологии с курсом патологической физиологии Медицинского института Мордовского государственного университета им. Н.П.Огарева.
Апробация работы
Основные положения и материалы диссертации доложены и обсуждены на III Российской научно-технической конференции «Физические свойства металлов и сплавов» (Екатеринбург, 2005); I межрегиональной научной конференции «Актуальные проблемы медицинской науки и образования» (Пенза, 2007); Всероссийской научно-технической конференции «Новые материалы и технологии НМТ-2008» (Москва, 2008); VIII Всероссийской научно-практической конференции «Новые технологии в стоматологии и имплантологии» (Саратов, 2008); Х Международном медицинском конгрессе и выставке «Kongress – EUROMEDICA» (Ганновер, 2012).
По теме диссертации опубликовано 12 научных работ, в том числе 3 статьи - в журналах из перечня изданий, рекомендованных ВАК РФ для публикации результатов диссертационных исследований, получен 1 патент РФ на изобретение № 2346089 «Способ обработки поверхности металлических дентальных имплантатов».
Структура и объем диссертации.
Характеристика покрытий биоинертных материалов
В настоящее время проблема имплантации биоинертных конструкций в костную ткань имеет очень большое значение ввиду широкой распространённости форм протезирования того или иного участка костной ткани (Tanner K.E., 2010; Antoni P., 2011).
По данным ВОЗ, дегенеративно-дистрофические заболевания тазобедренного сустава занимают первое место среди аналогичных поражений других суставов, составляя 1-2% от всей патологии опорно-двигательной системы (Загородний Н.В., 1998, 2009; Корнилов Н.В. и др., 2001; Тихилов P.M. и др., 2008). Заболевания и повреждения тазобедренного сустава, требующие хирургической коррекции, являются одной из наиболее сложных и распространённых проблем в патологии опорно-двигательного аппарата (Корж А.А. и др., 2000; Jasperson В. et al., 2003; Trick L., 2001).
Помимо эндопротезирования крупных суставов биоинертные конструкции применяются в пластике дефектов грудной стенки, краниопла-стике, вертебрологии при дегенеративных поражениях позвоночника, (Фомичёв Н.Г. с соавт., 2005; Крутько А.В. с соавт., 2004) при дентальной имплантации (Королёва Т.Н. с соавт., 2009).
При рассмотрении патоморфологических процессов, происходящих при внутрикостной имплантации на границе раздела «имплантат-кость» необходимо остановиться на понятии биосовместимости, оно обоюдное и охватывает как влияние биологической среды организма и прямую реакцию местных тканей на имплантат, так и эффект постоянного воздействия имплантата на окружающие ткани.
Понятие биосовместимости обоюдное и охватывает как влияние биологической среды организма и прямую реакцию местных тканей на имплантат, так и эффект постоянного воздействия имплантата на окружающие ткани и организм в целом (Вильямс Д., Роуф Р., 1978).
Биосовместимость организма и внутрикостного имплантата проявляется в виде его неподвижного соединения с окружающей костной тканью, т.е. в виде анкилоза или «функционального анкилоза» согласно определению A. Schroeder (Friedman R. et al., 1993; Schroeder A., Sutter F., Krekeler G., 1988).
Такое соединение формируется за счёт физических, а иногда и физико-химических связей костного матрикса с поверхностью имплантата; способно выдерживать не только близкий к физиологическому уровень напряжения, но и двух-трехкратное его увеличение при максимальных усилиях (Дудко А.С., Параскевич В.Л., Максименко Л.Л., 1992; Branemark P.I., Tolman D.E., 1998; Gotfedsen K., Nimb L. et al., 1992; Tjellstrom A., Ja-cobsson М., Albrektsson T., 1988). При этом, неподвижный по отношению к окружающим структурным единицам кости имплантат под воздействием нагрузки вызывает упругую деформацию трабекул и остеонов, что может повысить биоэлектрическую активность кости и создать благоприятный информационный фон для адекватной структурной перестройки, а в дальнейшем и для нормальной жизнедеятельности костного органа.
Существуют три основных варианта организации тканей на поверхности раздела «кость-имплантат»:
1) непосредственный контакт костной ткани с поверхностью имплантата -костная интеграция или оссеоинтеграция;
2) опосредованный контакт, когда между собственно костной тканью и поверхностью имплантата образуется прослойка соединительной ткани, состоящая преимущественно из волокон коллагена и грубоволокнистой костной ткани — фиброзно-костная интеграция;
3) образование волокнистой соединительной ткани на поверхности им-плантата (соединительно-тканная интеграция). Первые два варианта — это физиологический ответ костной ткани на введение и функционирование имплантата. Третий вариант является нормальным для соединительной мягкой ткани, например, слизистой оболочки или стромы тканей костномозговых пространств. Однако для собственно костной ткани это неадекватный ответ на введение имплантата, который свидетельствует об отторжении имплантата или какой-либо его части.
Механизмом достижения костной интеграции является контактный остеогенез, в основе которого лежат процессы остеоиндукции и остеокон-дукции непосредственно на поверхности имплантата, а также способность кости к заживлению по типу первичного натяжения.
Фиброзно-костная интеграция является результатом дистантного остеогенеза, в основе которого лежат те же процессы. Однако остеоиндук-ция и остеокондукция происходят не на поверхности имплантата, а на поверхности кости (Davies J.E., 1998, Schroeder A., Sutter F., Krekeler G., 1988). По своей биологической сути дистантный остеогенез представляет собой заживление кости по типу вторичного натяжения.
Понятие контактного и дистантного остеогенеза было введено в имплантологию J. Osborn и Н. Newesley, которые в 1980 г. описали эти два варианта регенерации на поверхности раздела «имплантат-кость». В дальнейшем, благодаря исследованиям некоторых авторов, процессы контактного и дистантного остеогенеза были достаточно глубоко изучены и легли в основу современных представлений о механизмах достижения интеграции имплантата с костью (Вильямc Д., Роуф Р., 1978; Davies J.E., 1996, 1998; De Bruijn J., van Blitterwijk C., Davies J., 1995; Hench L., Wilson J. 1984; Steflik D., Corpe R., Lake F. et al. 1998).
Контактный и дистантный остеогенез происходят в следующих случаях:
1) если на поверхности изготовленного из биосовместимого материала имплантата отсутствуют примеси инородных материалов (нет конта минации) и сохранена целостность оксидной плёнки или покрытия (гидроксиапатитного, плазменного напыления и т.д.) (Osborn J.F., New-esley H., 1980; Watzek G., 1996);
2) если костная ткань воспринимающего ложа не утратила способности к регенерации. Жизнеспособность прилегающей к поверхности имплан-тата костной ткани определяется, в первую очередь, отсутствием значительных нарушений кровоснабжения и грубого повреждения структурных единиц кости. После атравматичного препарирования ложа глубина некроза костной ткани, прилегающей к имплантату, составляет до 500 мкм. Причём гибель всех остеоцитов наблюдается только по краю ложа на глубине 100 мкм, в то время как в пограничной с некрозом зоне на протяжении остальных 400 мкм часть остеоцитов остаётся живыми (Параскевич В.Л., 1991; Albrektsson Т., 1985; Bays R.A., 1983; Eriksson R.A., Albrektsson Т., Magnusson B. 1984; Mellonig J. ,1984; Rhinelander F., 1974);
3) если имеется плотный контакт между поверхностью имплантата и костной ткани. Процессы контактного и дистантного остеогенеза будут происходить при наличии непосредственного контакта между структурными единицами кости и поверхностью имплантата или в том случае, если ширина просвета между поверхностью имплантата и примыкающей трабекулой или остеоном составляет около 100 мкм (Carlsson L., Rostlund Т., Albrektsson В., Albrektsson T.,1988; Kaneda H., 1980).
Наличие вышеперечисленных факторов создаёт условия для остео-кондукции на поверхности раздела «кость-имплантат», а также остеоин-дукции в пограничной с некрозом костной ткани.
Под определением «контактный остеогенез» принято понимать процесс регенерации костной ткани непосредственно на поверхности имплан-тата, имеющий три стадии развития — остеокондукцию, образование кости de novo и структурную перестройку кости (Davies J.E., 1998). Условием для остеокондукции является организация прочно прикреплённого к поверхности имплантата сгустка крови и образование моста из волокон фибрина между поверхностью имплантата и жизнеспособной, сохранившей остеоиндуктивные свойства, костной тканью.
Повреждение костных капилляров во время препарирования воспринимающего ложа вызывает кровотечение. После установки имплантата в кровоточащее костное ложе некоторое количество крови попадает в окружающие ткани и на его поверхность, на которой образуется белковая плёнка (Meyer A., Baier R., Natiella J., Meenaghan M., 1988). В формировании плёнки принимают участие белки и микроэлементы плазмы крови: фибриноген, протромбин, тромбопластин, гликопротеины, PDGF- и IGF-протеины, ионы кальция, а также клетки — тромбоциты, эритроциты и лейкоциты (Ashman A., 1992; Ellingsen J.E., 1991; Furusawa Т., Mizunuma K., 1997; Hislop W., Finlay P., Moos K., 1993; Liu F., Zhou M., Zhang F., 1998). Агрегация тромбоцитов вызывает образование сгустка и тромбоз кровоточащих сосудов. Часть тромбоцитов прилипает к коллагеновым волокнам костной ткани и поверхности имплантата. Одновременно с агрегацией тромбоцитов при помощи тромбопластина протромбин превращается в тромбин, который в свою очередь инициирует полимеризацию фибриногена в волокна фибрина. В результате образуется обширная сеть тонких волокон фибрина, которые с одной стороны прикрепляются к коллагено-вым волокнам кости и стенок капилляров, а с другой - к поверхности им-плантата (Davies J.E., 1998; Lynch S., Genco R., Marx R., 1999; Nygren H., Tengvall P., Lundstrom I., 1997; Stanford C., Keller J., 1991).
Сразу после организации сгустка происходит его ретракция. Сокращаясь, сгусток достигает 10% своего первоначального объёма (Хэм А., Кормак Д., 1983). Это принципиальный момент для остеокондукции, так как, чем сильнее прикрепление белков плазмы крови и волокон фибрина к поверхности имплантата, тем меньшее количество последних оторвётся от поверхности имплантата и тем большая площадь его поверхности будет покрыта матрицей, на которой может происходить пролиферация и дифференциация остеогенных клеток.
Вслед за ретракцией сгустка начинается процесс острого воспаления и лизис разрушенных эритроцитов и элементов крови, находящихся в сгустке. Благодаря инициации регенерации костной ткани происходит пролиферация остеогенных клеток по ходу волокон фибрина по направлению к имплантату и его поверхности (Лысенок Л., 1997; Li D., Liu B., 1999). Адгезию и фиксацию клеток обеспечивает фибриноген, находящийся в составе белковой плёнки на поверхности имплантата (Williams R., Hunt J., Tengvall R., 1995).
Образование кости de novo - стадия контактного остеогенеза, являющаяся, по сути, заживлением кости по типу первичного натяжения в прилегающей к имплантату зоне. Данный процесс приводит к формированию линий цементирования.
Согласно гипотезе J.E. Davies образовавшиеся из остеогенных клеток остеобласты, находящиеся на поверхности раздела «имплантат-кость», секретируют в первую очередь такие белки, как витро- и фибронектин, которые обеспечивают фиксацию остеобластов на поверхности имплантата, а также белки остеопонтин, остеокальцин и костный сиалопротеин, отвечающие за минерализацию органического матрикса кости (Degasne I., Basle M.F., Demais V. et al.., 1999; Lincks J., Boyan B., Blanchard C. et al., 1998; Schneider G., Burridge K. , 1994; Zreiqat H., Evans P., Howlett C., 1994). В результате, при отсутствии волокон коллагена происходит образование и рост кристаллов фосфорнокислого кальция, связанных остеопонтином и сиалопротеином. Затем остеобласты продуцируют коллаген. Таким образом, в течение 1-2-х недель после установки имплантата на поверхности его раздела с костной тканью формируется достаточно высокоминерализо ванный матрикс кости (Albrektsson T. et al., 1983; Kirsch A., Donath K., 1984; Piattelli A., Scarano A., Piattelli M., Calabrese L., 1996).
При отсутствии функциональной нагрузки в течение первых 3-6 месяцев после образования кости de novo происходит ранняя структурная перестройка в зоне некроза. Резорбции подвергаются участки, включающие погибшие остеоциты. В дальнейшем, очаги резорбции замещаются грубо-волокнистой костной тканью. Каких-либо существенных структурных изменений костной ткани в пограничной зоне во время ранней структурной перестройки не возникает (Chappard D., Grizon F., Brechet I. et al., 1996).
Краткая характеристика биокомпозиционного материала КоллапАн-гель
Обработке подвергались винтовые конические имплантаты размерами: длина – 8 мм, диаметр верхней части - 3,5 мм, диаметр нижней части -1 мм, шаг резьбы - 1 мм.
Пескоструйная обработка во всех случаях велась на аппарате для струйной обработки корундами поверхностей металлов зуботехническом (АСОЗ Аверон серии универсал, модель АПО 1.2У), воздух с давлением 4 атм. подавался безмасляным компрессором. Абразивный материал – электрокорунд с размером частиц 125 мкм (DIN EN ISO 11126-7).
Микродуговая обработка проводилась на установке микродугового оксидирования УМДО 5А, производства ООО «НПЦ «Титан». Электролитическая ванна дополнительно охлаждалась системой охлаждения.
КоллапАн-гель относится к биокомпозиционным материалам нового поколения на основе искусственного гидроксиапатита и коллагена. Компонентами материала являются искусственный гидроксиапатит (химическая формула Ca5(PO4)3OH), коллаген и антибиотик. Гидроксильные и фосфатные ионы могут частично замещаться карбонатом. Это по составу приближает данный гидроксиапатит к биологическому. Молярное отношение Ca/P – 1,67 (в костях человека 1,37 – 1,77). Ультрадисперсный порошок гидроксиапатита равномерно распределен в матрице из особо чистого коллагена второго типа и антибиотика. От большинства искусственных полимеров коллаген отличается полным отсутствием токсичности, канце-рогенности, способностью полностью утилизироваться в организме, стимулировать репаративные процессы в тканях и образовывать прочные комплексы с лекарственными веществами. Антибиотик и микрокристаллы гидроксиапатита постепенно высвобождаются из коллагеновой матрицы при ее лизисе и разлагаются путем химических превращений до ионов Ca и P, входя затем в структуру костного регенерата; что было доказано методом изотопной метки. На частицах растворяющегося искусственного гид-роксиапатита путем эпитаксиального роста осаждается биологический гидроксиапатит, составляющий минеральную основу будущей костной ткани. Формируется остеоидный матрикс, постепенно созревающий и превращающийся в зрелую кость, в которой определяются остатки резорбиру-емого гидроксиапатита.
Таким образом, формирование новой кости начинается непосредственно на КоллапАн-геле. Фиброзная прослойка между КоллапАн-гелем и новообразующейся костью не определяется.
Из выше сказанного следует, что КоллапАн-гель обладает остеокон-дуктивностью, а присутствие в его составе коллагена и антибиотиков придает ему противовоспалительные, антимикробные и остеоиндуктивные свойства, что способствовало выбору данного препарата для совместного применения его с титановыми имплантатами.
Хирургическая техника имплантации Для проведения эксперимента у животных была выбрана бедренная кость, в которую вкручивались титановые имплантаты. Участки имплантации выбирали с учетом минимизации опасности перемещения имплантата.
Животным проводили соответствующую анестезию. Волосяной покров в области операции удаляли. Обработку операционного поля осуществляли дважды 0,5% спиртовым раствором хлоргексидина и раствором йодопирона, выполняли прямой разрез кожи длиной 30 мм на нижнелатеральной поверхности бедра. Тупым путем с латеральной стороны бедра раздвигали фасциальные футляры. Далее рассекали надкостницу бедренной кости. На освобожденном от надкостницы участке бедренной кости при помощи аппарата «ImplantMed SI -923» и сверла диаметром 2 мм выполняли 3 отверстия на расстоянии 20 мм. Отверстия последовательно расширяли фрезами диаметром 2,8 мм и 3,2 мм для винтовых имплантатов. В отверстия ввинчивали имплантаты. Операционное поле обрабатывали раствором хлоргексидина перед ушиванием. Операционную рану ушивали наглухо. Справа в бедренную кость вворачивали только титановые им плантаты, а слева они использовались совместно с КоллапАн-гелем. При установке титановых имплантатов на них наносили КоллапАн-гель и небольшое количество КоллапАн-геля вводили в костный дефект.
По истечении сроков наблюдения животных выводили из эксперимента с помощью высокой дозы анестетика.
Морфологические методы исследования Секционный материал фиксировали в 10%-м нейтральном формалине. Следующим являлся этап декальцинации. Для декальцинации применялось большое количество декальцинирующей жидкости (5,5-7% азотная кислота), которая менялась ежедневно (объем жидкости превышал объем объекта не менее чем в 50-70 раз). Декальцинация проводилась до полного удаления минеральных солей. После декальцинации материал промывали в спиртах низкой концентрации.
Из бедренных костей извлекали имплантаты и иссекали фрагменты тканей размером от 8 до 10 мм из мест где находились имплантаты. Далее фрагменты проводили через батарею спиртов возрастающей концентрации и заливали в парафин. Из каждого парафинового блока изготавливали не менее 5-8 срезов толщиной 5-7 мкм при помощи полуавтоматического микротома МЗП-01 Техном. Гистологические срезы окрашивали гематоксилином и эозином и по Ван-Гизону.
Для микроморфометрии производили микросъёмку 10 репрезентативных полей зрения при увеличении х100 и х200 на микроскопе Leica DM-1000 при помощи фотокамеры Nikon разрешением 7 мегапикселей. Изучение микроскопического строения костной ткани производили с помощью персонального компьютера с использованием специализированных программ: «Image Tool v.3.0», «Digimizer v2.2.0.1» и «WCIF ImageJ». На полученных микрофотографиях проводили измерения следующих параметров: Относительная площадь костной ткани, %; Относительная площадь хрящевой ткани, %; Относительная площадь соединительной ткани, %; Средняя толщина соединительной ткани, мкм; Средняя площадь кровеносных сосудов, мкм2. Все результаты микроскопического исследования были занесены в специально разработанный протокол исследования.
Полученные данные подвергались статистической обработке с использованием статистических пакетов Statistica v.7, StatPlus 2007 v.4.3. Для проверки нормальности распределения в данной работе был использован критерий Шапиро-Уилкса, т.к. он является более мощным, чем другие критерии. Критерий базируется на анализе линейной комбинации разностей порядковых статистик и рекомендуется к применению, при отсутствии априорной информации о типе возможного отклонения от нормальности распределения (Лакин Г.Ф., 1990). Все описанные в данной работе параметры имели распределение близкое к нормальному.
Для каждого параметра рассчитывали минимальное (Min) и максимальное (Max) значения, среднюю арифметическую (M), ошибку средней арифметической (m), среднее квадратическое отклонение (S) (Автандилов Г.Г., 1990; Лакин Г.Ф., 1990).
Достоверность различий между группами определяли с помощью параметрического критерия Фишера (одно факторный дисперсионный анализ) и непараметрического критерия Колмогорова-Смирнова. Различия считали достоверными при 95%-м пороге вероятности (р 0,05).
Особенности регенерации костной ткани при использовании имплантата, подвергшегося пескоструйной обработке с последующим микродуговым оксидированием в щелочных электролитах
Структура остеонов, размытая. По мере удаления от края имплантата нами отмечалось уменьшение дистрофических процессов. Начинала формироваться остеогенная соединительная ткань, имеющая грубоволокнистую структуру, при окраске по Ван-Гизону встречались фуксинофильные коллагеновые волокна.
На 14 сутки в исследуемых препаратах нами отмечалось небольшое уменьшение признаков дистрофии в области края имплантата. Лимфоги-стиоцитарная инфильтрация, менее выраженная. Нами отмечалось активное формирование грубоволокнистой соединительной ткани, при окраске по Ван-Гизону нами выявлялись фуксинофильные коллагеновые волокна (рис. 26). В более глубоких отделах начинала формироваться новообразованная костная ткань, причем зрелость костной ткани увеличивалась по мере удаления от дефекта. Также, на небольшом удалении от края имплан-тата выявлялись островки хрящевой ткани. На 28 сутки, в области края титанового имплантата с 3 типом обработки начинала формироваться первичная костная мозоль, состоящая преимущественно из грубоволокнистой соединительной ткани и новообразованной костной ткани, а также небольших по размерам островков хрящевой ткани (рис. 27).
Рис. 26. Формирование грубоволокнистой соединительной ткани вокруг титанового имплантата (3 тип обработки). 14 сутки. Окраска по Ван Гизону. х200. На 56 сутки видно, что в области имплантата продолжала развиваться грубоволокнистая соединительная ткань (рис. 28). В толще соединительнотканной мозоли обнаруживались единичные хондроциты. Образующиеся костные пластинки на границе с титановым имплантатом имели незрелый характер: беспорядочно ориентированы, на их поверхности находилось большое количество фибробластов. Рис. 27. Формирование новообразованной костной ткани вокруг титанового имплантата (3 тип обработки). 28 сутки. Окраска гематоксилином и эозином.х200. В толще новообразованных костных трабекул содержится много остеобластов и некоторое количество остеоцитов. На небольшом удалении от края имплантата активно происходили процессы ремоделирования костной ткани и ее окончательного созревание. Между костными трабеку-лами в ячейках ретикулярной ткани появлялись кроветворные островки.
На 112 сутки от начала эксперимента, по краю титанового имплан-тата подвергшемуся 3 типу обработки, нами наблюдалось дальнейшее созревание и формирование костной ткани. Соединительнотканный компонент имел небольшую толщину и практически полностью замещался костной тканью, процессы ремоделирования костной ткани приближались к завершению. Хрящевая ткань практически не встречалась (рис. 29). Рис. 28. Формирование костной ткани вокруг титанового имплантата (3 тип обработки). 56 сутки. Окраска гематоксилином и эозином.х100.
В новообразованных костных балках количество остеобластов и остеокластов, находилось в динамическом равновесии, что свидетельствовало о завершении процессов остеогенеза. При изучении гистологических снимков, четко визуализировались остеоны. При проведении морфометрии нами были получены следующие результаты (таб.5). Исходя из полученных данных видно, что отмечалось резкое уменьшение относительной площади костной ткани с 62,4±2,8% (7 сутки) до 31,9±2,1% (14 сутки), данный процесс объясняется резорбцией костной ткани в следствии ее травматизации и давления имплантата на кость. В последующем отмечалось статистически достоверное (р0,05) увеличение относительной площади костного компонента с 28 суток (45,8±1,9%) до 112 суток (89,6±2,9%). Рис. 29. Сформированная костная ткань вокруг титанового имплантата (3 тип обработки). 112 сутки. Окраска по Ван Гизону. х200.
Результаты морфометрии при использовании имплантата подвергшегося пескоструйной обработке с последующим микродуговым оксидированием в щелочных электролитах содержащих Ca и P.
ПоказателиСроки выведения Относительная площадь костной ткани, % Относительная площадь хрящевой ткани, % Относительнаяплощадь соединительной ткани, % Средняя толщина соединитель-ной ткани, мкм Средняя площадь кровеносных сосудов, мкм2
Хрящевая ткань при исследовании на 7 сутки в препаратах не выявлялась. На 14 сутки хрящевая ткань занимала значительную площадь и составила 12,8±1,1% от общей площади контакта с имплантатом. К 28 суткам она уже занимала 21,6±1,9%, (р0,05) от общей площади, с последующим резким уменьшением к 112 суткам до 0,8±0,1%, (р0,05).
Относительная площадь соединительной ткани на 7 сутки составила 37,6±1,5 %, на 14 сутки (55,3±2,5%), с последующим статистически достоверным (р0,05) уменьшением к 112 суткам до 9,6±0,5% (таб. 6, рис.30).
Средняя толщина соединительно тканной прослойки между костной тканью и имплантатом на 7 сутки составила 28,5±2,1мкм, достигая своего максимума к 14 суткам (56,9±3,6 мкм). В оставшиеся временные промежутки толщина соединительной ткани имела тенденцию к уменьшению: на 28 сутки (27,3±1,9 мкм), на 56 сутки (11,9±1,4 мкм) и на 112 сутки (7,8±0,8 мкм). Средняя площадь кровеносных сосудов имела тенденцию к плавному увеличению своих значений с 7 суток (8696,3±285,8 мкм2) до 112 суток (21983,1±354,1 мкм2).
При помощи однофакторного дисперсионного анализа мы выявили достоверное влияние длительности послеоперационного периода на относительную площадь костной, хрящевой и соединительной тканей (р 0,05).
Таким образом, при гистологическом исследовании секционного материала в который устанавливались титановые имплантаты, подвергшиеся пескоструйной обработке с последующим микродуговым оксидированием в щелочных электролитах содержащих Ca и P, нами отмечены активные процессы регенерации и оссификации в области оперативного вмешательства. Объективно при исследовании нами было выявлено, что в более ранние сроки происходило купирование воспалительного процесса в поврежденной костной ткани и более активно образовывалась грубоволокнистая соединительная ткань. В то время как хондрогенез был менее активным, что свидетельствует о создании наиболее благоприятных условий для остеогенеза.
На 7 сутки нами отмечались признаки значительных дистрофических изменений вблизи титанового имплантата. Обнаруживались значительные по протяженности участки некротизированной костной ткани, в которых остеоциты либо отсутствовали, либо частично были разрушены, а также выявлялись значительные участки лимфогистиоцитарной инфильтрации (рис. 31). Структура остеонов, размытая. По мере удаления от края им-плантата отмечалось уменьшение дистрофических процессов. Начинала формироваться остеогенная соединительная ткань, имеющая грубоволокнистую структуру, при окраске по Ван-Гизону нам встречались фуксино-фильные коллагеновые волокна.
Особенности регенерации костной ткани при использовании имплантата, подвергшегося пескоструйной обработке с последующим микродуговым оксидированием в щелочных электролитах, содержащих Ca и P
Одним из наиболее актуальных вопросов в стоматологии и травматологии является разработка и изготовление внутрикостных имплантатов. Большинство ведущих мировых производителей эндопротезов непрерывно ведут работы по улучшению качества выпускаемой продукции. Основным направлением в этой работе, на фоне постоянно модифицирующихся моделей и внешнего вида серий протезов, является улучшение условий остео-интеграции на границе раздела «металл-кость».
Для ускорения процессов остеоинтеграции имплантата в настоящее время широко используются различные технологии производства имплан-татов (Калита В.И., 2005, Кулаков A.A., Матвеева А.И., Гветадзе Р.Ш., 2001; Naert I., Koutsikakis G., Duyck J., 2002; Ruebeling G, 2002; Richter E., 2006).
Но, несмотря на многообразие технологических приемов, наряду с положительными качествами имеются и недостатки: дороговизна используемых материалов, низкая производительность, малая толщина и пористость оксидной пленки, плохая адгезия керамического слоя, недостаточные эксплуатационные свойства.
В связи с этим, проводятся исследования в области создания им-плантатов с новыми видами покрытий. Одним из наиболее перспективных направлений является микродуговая обработка (МДО). Уникальность технологии заключается в диффузионном насыщение структуры материала в растворе экологически безопасных электролитов, образующих активные биорезорбируемые соединения. Формируемые биоматериалы, в том числе биоактивные наноструктурированные, отличаются высокой прочностью связи биорезорбируемой керамики с основой, возможностью преобразования фазового состава и структуры в широких пределах, возможностью ре гулирования толщины и степени развитости активного биорезорбируемого слоя, имеющего требуемый комплекс физико-механических, биохимических, биологических, биомеханических и эксплуатационных характеристик.
Технология микродугового оксидирования для формирования биосовместимых материалов и биоактивных покрытий является экологически безопасной, энергетически малозатратной и экономически целесообразной, что обеспечит перспективность использования микродугового оксидирования в медицине (стоматологии, хирургии, травматологии-ортопедии).
Однако, на сегодняшний день продукции с поверхностью, модифицированной микродуговым оксидированием, на Российском и международном рынках не представлено. Ограниченный объем знаний в данной области не позволяет полноценно внедрить имплантаты, обработанные при помощи микродугового оксидирования в клиническую практику.
В связи с этим, в нашем исследовании мы стремились полноценно изучить микроскопические изменения, происходящие в костной ткани, при имплантации в нее титановых имплантатов с различными видами обработки, и сравнить их с изменениями в тканях, связанными с установкой им-плантатов с теми же видами покрытий, но при совместном использовании с остеоиндуктивным препаратом.
Проведенное экспериментальное исследование показало, что в ответ на установку титанового имплантата подвергшегося пескоструйной обработке, возникал выраженный воспалительный ответ, достигающий своего максимума на 7 сутки. К 14 суткам, явления воспалительного процесса уменьшались, но в данный период отмечалась значительная дистрофия костной ткани как ответная реакция на механическое повреждение костной ткани. Начиная с 14 суток, отмечается увеличение количества грубо-волокнистой соединительной ткани и, на некотором удалении от края дефекта костной ткани, начинает формироваться новообразованная костная ткань. При анализе компонентного состава тканей нами было отмечено что, относительная площадь костной ткани имела тенденцию к уменьшению с 7 суток (67,3±2,7%) по 28 сутки (29,2±0,9 %), и только лишь после 56 суток отмечался прирост костной ткани достигающий максимальных значений к 112 суткам (69,8±2,5 %). Данный факт объясняется процессами посттравматической дистрофии костной ткани. Относительная площадь соединительной ткани имела тенденцию к увеличению с 7 суток (32,7±1,6%) до 14 суток (69,2±3,1%), с последующим уменьшением площади к 112 суткам (17,9±0,7%). Динамика показателей относительной площади соединительной ткани свидетельствует о восполнение дефекта костной ткани первоначально соединительной тканью, а в последующем, хрящевой и костной тканью. Хондроциты первоначально стали выявляться на 14 сутки эксперимента. Наибольшая площадь островков хрящевой ткани выявлялась на 56 сутки (36,4±1,4%), а к 112 суткам площадь хрящевой ткани уменьшалась практически в 3 раза. Полученные данные подтвердили результаты ранее проведенных экспериментальных исследований и клинических наблюдений по проблеме взаимодействия титановых им-плантатов с костной тканью (Лаврищева Г.И., Оноприенко Г.А., 1996; Карлов А.В. с соавт., 2008; Motomiya М. et al., 2007).
Результаты применения титанового имплантата подвергшегося пескоструйной обработке в комбинации с остеоиндуктивным веществом Кол-лапАн-гель имели сходную динамику изменения компонентного состава тканей в области операционного вмешательства. Существенными положительными отличиями от первого исследования явилось: 1) более резкое увеличение относительной площади костной ткани (к 112 суткам она составила 71,2±2,2%); 2) не смотря на то, что на 14 сутки относительная площадь хрящевой ткани имела большие значения (0,9±0,02%), в отличие от первого исследо 100 вания, дальнейший её прирост имел меньшие значения и к 112 суткам составлял лишь 10,2±0,8%; 3) в исследованных образцах, в отличие от первого исследования, отмечалось большее количество грубоволокнистой соединительной ткани (на 14 сутки - 67,0±2,9%, 112 сутки - 18,6±0,9%).
Данные изменения компонентного состава в области «имплантат-кость» объясняются тем, что в процессе регенерации относительная биоинертность имплантируемого материала приводит к имитированию воспалительной реакции вокруг него, а минимальная фагоцитарная активность тканевых макрофагов в совокупности с небольшим количеством биоактивных клеток, поступающих интрамедуллярно, в итоге дают весьма незначительное количество факторов роста и дифференцировки клеток. В связи с чем, в фазу пролиферации удается получить исключительно соединительную ткань. По данным литературы, это сопровождается невозможностью достижения стабильности первичной фиксации имплантатов с гладкой поверхностью в костной ткани (Карлов А.В., 2001). Микроподвижность им-плантата приводит к созданию менее благоприятных условий для формирования костной ткани и, как следствие, прохождения остеогенеза через хрящевую стадию. При использовании остеоиндуктивного вещества Кол-лапАн-гель создавались более благоприятные условия для остеогенеза. Результатом этого и явилось большая относительная площадь костной ткани и меньшее количество хрящевой ткани во втором исследовании, по сравнению с первым. Более того, именно с наличием макро- и микронеровностей на поверхности имплантатов связывают лучшую адгезию мезенхи-мальных клеток и более высокую активность, проявляемую остеогенными клетками (Карлов А.В., 2001).
