Согласно анализу литературы за период с 1991 по 2016 г., посвященной хирургической подготовке костной ткани челюстей к дентальной имплантации, по данным Центральной научной медицинской библиотеки, электронной медицинской библиотеки eLIBRARY.RU, базы данных медицинских публикаций PubMed, в последние десятилетия наиболее распространенным методом реабилитации пациентов с отсутствием зубов является протезирование конструкциями с опорой на дентальные имплантаты [24]. Недостаточный объем костной ткани челюстей не позволяет провести внутрикостную имплантацию без предварительной подготовки [11]. По данным А.А. Кулакова и соавт. (2003) [7], число пациентов с частичным и полным вторичным отсутствием зубов и выраженной атрофией альвеолярных отростков/частей челюсти достигает 69—70% от числа всех обратившихся за ортопедической помощью. Достаточный объем костной ткани способствует долгосрочному положительному результату дентальной имплантации [39].

К формированию локальных и генерализованных костных дефектов могут привести наличие стоматологической инфекции, удаление зубов, заболевания пародонта, последствия травматических повреждений, удаление опухолей, остеопороз, наследственные заболевания и многое другое [19].

Вслед за удалением зуба отмечается резорбция костной ткани во всех плоскостях [16]. Наибольшая скорость резорбции костной ткани после удаления зубов отмечается в 1-й год после операции, особенности в первые 3 мес [16]. Вестибулярная стенка лунки удаленного зуба, в отличие от язычной или небной, быстрее ремоделируется, снижаясь до 3 мм в течение первых 5 лет [12]. Коллапс лунки удаленного зуба может повлиять на установку дентального имплантата в правильное для последующего протезирования положение [31].

Создание прогнозируемой регенерации костной ткани в области оперативного вмешательства — актуальная проблема в хирургической стоматологии [8]. Для увеличения объема альвеолярных отростков/частей челюсти в области планируемой дентальной имплантации было разработано много методов хирургического лечения: применение костных блоков, направленная тканевая регенерация, синус-лифтинг для увеличения параметров альвеолярного отростка в боковых отделах верхней челюсти, а также сохранение размеров гребня за счет аугментации лунки удаленного зуба костно-пластическим материалом. Применение аутогенных костных трансплантатов считается «золотым стандартом» костной пластики [12, 23, 30, 36]. Такой трансплантат поставляет 3 элемента, необходимых для регенерации костной ткани: остеокондуктивную матрицу; остеоиндуктивные факторы и остеогенные клетки, а также жизнеспособные костные клетки и клетки-предшественники, необходимые факторы роста и дифференциации [24, 30].

Существует широкий спектр костно-пластических материалов, которые могут использоваться как по отдельности, так и в сочетании друг с другом [32]. Следовательно, при выборе оптимального материала для аугментации костного дефекта после удаления зуба необходимо учитывать ряд факторов, влияющих на эффективность остеопластики: остеоиндуктивный потенциал материала; доступность его получения; безопасность применения; биосовместимость; скорость васкуляризации и многие другие [4].

Все костно-пластические материалы можно разделить по происхождению: аутогенные, аллогенные, ксеногенные, синтетические (аллопластические). Применение костных заменителей позволяет избежать использования аутогенных трансплантатов и сопряженных с этим трудностей [28]: дополнительная рана в донорской зоне; необходимость анестезиологического пособия при заборе костного трансплантата из внеротового источника; развитие вторичной инфекции; возможность развития рубцовых изменений преддверия полости рта и ретромолярной области при заборе костных трансплантатов из внутриротовых источников; недостаточный объем полученного трансплантата и др. [25].

Синтетические биологически активные заменители костной ткани можно назвать наиболее перспективным направлением в развитии имплантологического материаловедения в связи с трудностями применения аутотранс-плантатов и риском для здоровья пациентов, связанным с использованием аллотрансплантатов [23].

В 2000 г. Главное санитарное управление Минздрава Р.Ф. в приказе от 20.12.2000 № 15 рекомендовало «не применять препараты из кости и мозга крупного рогатого скота и заменить их синтетическими препаратами», что связано с запретом в странах ЕС и США на препараты, получаемые из костного мозга, губчатой кости, гипофиза и эпифиза крупного рогатого скота [9].

Существуют разные классификации синтетических костно-пластических материалов:

— по типу воздействия на остеорепарацию [10]: дающие остеокондуктивный, остеостимулирующий эффекты;

— по химическому строению [10]: корундовая керамика, углеродная керамика, кальцийфосфатная керамика;

— по размеру пор частиц материала [26, 38]: с макропорами (диаметр>100 мкм), с микропорами (диаметр <100 мкм);

— по наличию пор в гранулах материала [5, 10]: пористая (резорбируемая), непористая (нерезорбируемая);

— по форме выпуска препарата [5, 10]: блоки, гранулы, порошки, гели.

Наиболее удобной для клинической работы, по нашему мнению, является классификация по химическому строению материала, так как она отражает наиболее важные для практикующего врача аспекты — показания к применению, скорость резорбции материала.

Для регенерации костной ткани синтетическими материалами чаще всего применяются различные виды биокерамики — стеклокерамика, гидроксиапатит (ГА), бета-трикальцийфосфат (β-ТКФ) и двухфазный фосфат кальция (двухфазная биокерамика), состоящий из смеси ГА и β-ТКФ в разных процентных соотношениях [12, 20].

Гранулы β-ТКФ представляют интерес для костной пластики, так как этот материал не вызывает воспаления, способствует остеокондукции, обладает высокой степенью деградации макрофагами и остеокластами, а морфология гранул (наличие пористости) определяет место для прорастания сосудов [17]. β-ТКФ способствует прикреплению, пролиферации, миграции и фенотипической экспрессии костных клеток, что приводит к аппозиционному росту кости на поверхности имплантата; он способен адсорбировать протеины, стимулирующие функцию остеокластов и остеобластов и ингибирующие функцию конкурирующих клеток, в частности фибробластов, формирующих соединительную ткань [5].

β-ТКФ обладает высокой биосовместимостью, стимулирует образование костной ткани, но исследования in vitro показали, что материал в значительной степени деградирует и что его сила на сжатие меньше, чем у ГА [37]. Для достижения длительной стабильности имплантата необходимо поддерживать необходимое количество материала в области проведенной подсадки. β-ТКФ также демонстрирует высокую способность к биоразложению и биорезорбции (до 10—20 раз большую, чем у ГА), поэтому он не может обеспечить прочную основу для формирования новой костной ткани [21].

C. Knabe и соавт. (2008) [27] провели исследование, в котором оценивали влияние степени пористости β-ТКФ на дальнейшее формирование костного регенерата. Пациентам был проведен синус-лифтинг с применением β-ТКФ и аутокостной стружки (в соотношении 4:1); пористость частиц составляла соответственно 35 и 65%. В группе, в которой применялся материал с пористостью 65%, отмечались большее формирование костной ткани и большая степень резорбции частиц костно-пластического материала. Следовательно, большая пористость частиц β-ТКФ способствует остеогенезу и деградации частиц материала.

J. Yang и соав. (2015) [39] в исследовании in vivo подтвердили гипотезу о том, что при использовании заменителя костной ткани с градуированным распределением пористых частиц скорость роста костной ткани больше, чем в случае применения материалов с одинаковым размером частиц. Через 3 мес костная ткань в области аугментации была представлена различными стадиями остеогенеза, однако ее зрелые участки соответствовали структуре натуральной костной ткани с присутствием ламеллярной кости, наличием остеоцитов и гаверсовых каналов. По мнению авторов, различия в конфигурации каркаса материала вызывают изменения диффузии тканевой жидкости и изменения в деградации самого материала, что ведет к различиям в клеточной адгезии и поведению клеток в ответ на деградацию костного заменителя.

ГА — основной минеральный компонент костной ткани (до 60—70% ее минерального состава) [24]. Синтетический Г.А. стал обычным остеокондуктивным материалом для заполнения костных дефектов, т. е. он выполняет роль механической опорной матрицы, по которой происходит новообразование структур костного регенерата [4]. Изготавливается синтетический ГА методом спекания. Один из его значительных недостатков — низкая растворимость при нейтральном уровне рН, что, по мнению некоторых авторов, может вызывать трудности в определенных клинических ситуациях [12].

Синтетический ГА широко используется в качестве заменителя костной ткани благодаря его сходству по химическому составу с костным минеральным матриксом, что проявляется высокой биосовместимостью, остеокондуктивной и остеоинтегративной способностью; оценка in vitro показала снижение активности остеокластов и увеличение активности остеобластов, что характеризуется увеличением синтеза щелочной фосфатазы, остеокальцина и коллагена 1-го типа [15].

В многочисленных исследованиях сравниваются свойства ГА с разным размером пор. Поры Г.А. должны постепенно заменяться костной тканью, т. е. пористая керамика разработана для формирования костной ткани внутри трансплантата [37]. C. Mangano и соавт. (2003) [29] проводили иммуногистохимический анализ, выявивший прямой контакт новообразованной костной ткани с гранулами ГА и формирование новой кости внутри пор (размер пор — 100—150 мкм). U. Ripamonti и соавт. (1999) [35] сообщают, что размер пор ГА керамики от 200 до 400 мкм достаточен для индукции миграции остеобластов. Другие авторы указывают, что для остеогенетического ответа на подсадку керамики оптимален размер пор около 100 мкм [2].

В костной ткани ГА представлен в виде кристаллов наноразмера. Нанокристаллы Г.А. обладают следующими свойствами, необходимыми для физиологии костной ткани: находятся в динамическом равновесии с биологическим окружением в цикле ремоделирования и проявляют высокий уровень механических свойств. Нанокристаллический Г.А. обладает повышенной способностью адсорбировать белки, необходимые для жизнедеятельности клеток, и избирательностью по отношению к функциям клеток, образующих костную и фиброзную ткань [5]. В доклинических испытаниях показано, что наноструктурный ГА обладает большей способностью стимулировать репаративный остеогенез, чем его поликристаллический аналог [6], что может свидетельствовать о его остеоиндуктивных свойствах [3].

Среди структурных свойств ГА в дополнение к размерам пор и пористости можно выделить взаимосвязь между порами Г.А. Количество врастаемой кости в пористый ГА может зависеть от сети пор. Взаимосвязь пор между собой вызывает миграцию, адгезию, пролиферацию остеобластов внутри пор, что необходимо для формирования костной ткани внутри частиц костно-пластического материала [14].

Достаточно часто применяется двухфазный фосфат кальция, состоящий из смеси β-ТКФ и Г.А. Биологическая активность и резорбция двухфазной керамики могут регулироваться путем изменения процентного соотношения частиц ГА и β-ТКФ [23, 38]. Отмечается также, что применение двухфазной керамики с разными соотношениями ГА/β-ТКФ больше способствует образованию костной ткани, чем применение ее компонентов по отдельности [38].

Пористость частиц остеопластического материала важна для достижения хорошего клинического результата и заживления костной ткани. Наличие макропор (диаметр >100 мкм) обеспечивает остеокондуктивные свойства биокерамики и способствует клеточной колонизации, выполняя роль каркаса для кровеносных сосудов [26]. Наличие микропор (диаметр <100 мкм) увеличивает площадь поверхности теплообмена, необходимого для проникновения жидкости в ткани, способствует адгезии макромолекул и белков. Такой микродизайн частиц материала способствует лучшему закреплению клеток и клеточной дифференцировке [38].

В мире проводится большое число исследований, направленных на изучение пригодности синтетических ос-теопластических материалов в качестве заменителя кости. Показано, что материалы на основе фосфата каль-ция обладают биосовместимостью, остеокондуктивными свойствами, нетоксичны, не обладают антигенной активностью и непосредственно связаны с новообразованной костью, без какой-либо соединительнотканной прослойки; предполагается также наличие у данных материалов остеоиндуктивных свойств, поскольку в ряде исследований при подсадке аллопластических материалов на основе фосфата кальция в мышечную ткань прослеживалось дальнейшее образование эктопической костной ткани [30]. M. Almasri и M. Altalibi (2011) [13] оценивали эффективность применения аллопластического трансплантата для увеличения ширины костной ткани. В качестве опытной модели были использованы 11 новозеландских кроликов, у которых с одной стороны нижней челюсти располагали костно-пластический материал — смесь ГА и β-ТКФ (соответственно 60 и 40%), который покрывали изолирующей мембраной, с другой стороны — контрольный образец, пустая «камера». Через 12 нед после эксперимента получили значительный прирост костной ткани с большей площадью поверхности, чем в контрольной группе.

A. Gosain и соавт. (2004) [22] проводили сравнительный анализ применения аутогенных костных блоков, взятых со свода черепа у овец, и аллопластического трансплантата, состоящего из ГА и β-ТКФ. Блоки костной ткани (размером 16,8×5 мм) размещали в разных отделах черепов. Через 1 год образцы были собраны для анализа; оказалось, что блоки из синтетических материалов более предсказуемы, чем аутогенные блоки, у которых значительно снижается объем (р<0,0001).

Проводятся оценка степени резорбции костно-пластического материала, а также определение процента новообразованной костной ткани. В исследовании P. Moy и соавт. (1993) [33] после синус-лифтинга с применением пористого ГА в сроки от 4 до 5 мес получили образование 20% костной ткани, 47% соединительной и 33% остаточного материала. По другим данным сравнения аллопластических материалов с наиболее распространенными в костной пластике ксеногенными материалами, через 6—8 мес после подсадки в областях применения ксенотрансплантата было получено 45—50% новой костной ткани, 25—30% остаточного материала, тогда как при использовании β-ТКФ — 50—55% новой костной ткани и 15—20% остаточного материала [34].

К недостаткам кальций-фосфатной керамики можно отнести низкую механическую прочность, длительность изготовления, наличие примесей, неодинаковую форму и размер частиц материала, сложный контроль пористости гранул [18].

Достаточно хорошо изучены морфологические особенности остеоинтеграции биокерамики, ГА и β-ТКФ. На 6—10-й день после введения гранул керамики обнаруживали мезенхимальные клетки и коллагеновые волокна. Через 2 нед вокруг гранул образовывалась соединительная ткань, которая впоследствии преобразовывалась в костную. В новообразованной кости имелись широкие костномозговые пространства. Оссификация начиналась через 6 нед и была неравномерной. Участки плотной костной ткани перемежались с рыхлой костью. К концу 6-го месяца рисунок кости приобретал нормальное строение. Однако плотное пластиночное строение при введении в кость ГА наблюдалось только к 5—12-му месяцу [1].

В литературе встречается большое число исследований, в рамках которых осуществлялась сравнительная оценка образования костной ткани после применения двухфазной керамики и ксеногенных остеопластических материалов. В 2006 г. S. Froum и соавт. [21] проводили гистоморфометрическое сравнение образования костной ткани после двустороннего синус-лифтинга (1 синус заполнялся двухфазным фосфатом кальция — 60% ГА и 40% β-ТКФ, другой — неорганическим бычьим костным матриксом). Через 6—8 мес после аугментации с помощью трепана был получен биоптат из области подсадки. Гистоморфометрический анализ показал, что количество новообразованной костной ткани составило соответственно 28,35 и 22,27%, количество остаточных частиц костнозамещающего материала — 28,4 и 26,0%.

C. Mangano и соавт. (2013) [30] оценивали клинические и гистологические аспекты формирования костной ткани после синус-лифтинга с применением макропористой двухфазной керамики, состоящей из 60% ГА и 40% β-ТКФ в качестве костнозамещающих материалов. Было выполнено 12 операций поднятия дна верхнечелюстного синуса у 12 пациентов. Через 6 мес после хирургического вмешательства на этапе установки дентальных имплантатов в области отсутствующих моляров/премоляров верхней челюсти с помощью трепана был получен биоптат костной ткани. При изучении его под микроскопом отмечено, что частицы костно-пластического материала окружены трабекулярной костью, а при большом увеличении исследователи смогли увидеть остеобласты в процессе создания костной матрицы. Во всех образцах не было обнаружено воспалительных клеток и реакции на инородные тела. Гистохимический анализ минерализованной ткани показал, что кость вокруг частиц костно-пластического материала — зрелая и высокоминерализованная. На поверхности частиц подсаженного материала встречались зоны костной резорбции. Гистоморфометрический анализ показал, что вновь образованная кость составила 28,3±2,7%, остаточные частицы костно-пластического материала — 27,3%±1,2%, костномозговые пространства — 45,9%±1,9%.

Нередко данные об остеоиндуктивных свойствах биокерамических материалов приводятся при исследовании эктопического образования костной ткани после имплантации костных заменителей в такую ткань, как мышечная [26]. R. Yang и соавт. (2011) [40] имплантировали двухфазную керамику 2 видов в мышцы ног у мышей. Исследователи отметили большое количество новообразованной костной ткани на 30-й и 45-й дни эксперимента, что подтверждалось наличием молекул, связанных с образованием костной ткани, таких как BMP-2 (костный морфогенетический белок-2), коллаген 1-го типа, остеопонтин.

В литературе встречаются данные о разработке биоматериала, представляющего собой композицию костно-пластического заменителя и коллагена [38]. Коллаген — один из внеклеточных компонентов костной ткани, он способствует остеогенной дифференцировке остеобластных и мезенхимальных стволовых клеток, а в составе костно-пластических материалов — прикреплению клеток в начальных фазах заживления [38].

D. Yang и соавт. (2016) [38] проводили оценку прикрепления клеток, их пролиферацию и дифференцировку в частицах пористой двухфазной керамики и пористой двухфазной керамики с коллагеновыми волокнами. По результатам исследования на культуре клеток, пролиферация в 2 образцах была примерно одинаковой. Однако прикрепление клеток и дифференцировка остеобластов на модели с применением коллагена были более выраженными. Коллаген показал себя эффективным в остеобластической дифференцировке и фенотипической экспрессии.

В современной литературе достаточно подробно описаны материалы, применяющиеся для увеличения параметров альвеолярных отростков/частей челюстей перед дентальной имплантацией. Получены достаточно разно-образные сведения о скорости резорбции и замещения частиц материала при использовании синтетических остеопластических материалов, о гистологическом строении остеорегенерата, особенностях строения гранул биоматериала, которые могут способствовать скорейшему образованию собственной костной ткани и создавать более качественный остеорегенерат. Актуальность проблемы выбора костно-пластического материала очевидна.

Представляет интерес сравнительный анализ разных остеопластических материалов, в том числе синтетических заменителей костной ткани с коллагеном, с целью определения показаний к их применению в конкретных клинических ситуациях и поиска оптимального заменителя костной ткани.

Авторы заявляют об отсутствии конфликта интересов.