Во всем мире увеличиваются количество и объем ортопедических и стоматологических операций, связанных с имплантацией изделий, созданных из искусственных материалов, в том числе металлов [41]. Реконструкция зубов должна рассматриваться не только с эстетической точки зрения. Большое значение имеет и восстановление соответствующего лицевого профиля (особенно нижней части лица), жевательной и фонетической функций, а также обеспечение удобства адекватной гигиены полости рта (ПР).

Связанное со здоровьем ПР качество жизни больных, подвергшихся дентальному протезированию, значительно повышается, причем независимо от способа реконструкции на основе имплантатов [53]. Большинство пациентов после дентальной имплантации удовлетворены возможностью употребления твердой еды, внешним видом, комфортом, социализацией, стабильностью мандибулярных конструкций, легкостью гигиены ПР и обработки протезов, и количество положительных отзывов увеличивается со временем [16].

Пока исследователи не пришли к однозначному мнению об оптимальном материале для изготовления дентальных имплантатов и изделий для внедрения в другие части тела с ортопедическими целями. До сих пор не завершены исследования, посвященные возможности влияния на результаты имплантации путем изменения характеристик используемых материалов, их состава и характера поверхности. Каждая группа стоматологов и хирургов-ортопедов предпочитает изделия какого-то определенного состава и с определенной поверхности. Несомненно, что и разные имплантаты обладают преимуществами и недостатками, и к имплантации изделий из разных материалов должны быть четко сформулированы показания и противопоказания.

Вообще все имплантаты для костной ткани, а не только дентальные изделия должны разрабатываться с учетом необходимости высокого коэффициента трения и низкого модуля упругости, чтобы избежать излишней нагрузки на кость [7].

С применением первых металлических имплантатов появилась проблема, оставшаяся основной до настоящего времени — адгезии между металлом и костной тканью. Сначала использовали тантал, титан, сплавы хрома и кобальта, платины и золота [11, 15]. Технически чистый титан и его сплавы (как правило, Ti6Al4V), обладающие высокой механической прочностью, устойчивостью к коррозии, биологической совместимостью и пригодностью для остеосинтеза, привлекают значительное внимание как материалы для хирургии и стоматологии и широко используются для создания искусственных суставов и зубных имплантатов вследствие хорошей интеграции с костными тканями [9, 27, 39].

Титановые материалы (особенно, альфа-бета^​1​᠎) обладают механическими свойствами, которые делают их идеальными имплантационными материалами. Титан может быть одним из самых пассивных металлов в организме и не вызывать гальванической коррозии. Он легко окисляется на воздухе, поверхность его оксида чрезвычайно стабильна и инертна в физиологической среде тела, что защищает имплантат от коррозионного разрушения в тканях. Ликвидация неровностей и загрязняющих веществ на поверхности титана имеет важное значение при подготовке его для имплантации [32].

Хотя химический состав и топографию поверхности имплантатов считают важными, механические свойства материала и условия его внедрения также предоставляют существенный выбор: Ti6Al4V используют преимущественно в ортопедии, а чистый титан — в стоматологии. Сравнивали сплав титана и чистый металл по различным показателям. Машинная обработка изделий из титана и его сплавов приводит к формированию состояний поверхностей, идентичных по морфологии, топографии, химическому и фазовому составу. В экспериментальных условиях образцы титана и Ti6Al4V обладают сходными свойствами к остеоинтеграции и прикреплению к живым тканям. In vitro отсутствуют различия в росте Staphylococcus epidermidis на титане и его сплаве. Долгосрочные клинические сравнительные исследования не обнаружили значительных различий результатов применения одинаковых изделий из указанных веществ [39].

В лучевые кости 18 собак были внедрены 36 титановых имплантатов из технически чистого титана и его сплава с добавлением алюминия Ti6Al4V. Исследование проведено через 1, 3 и 6 нед после имплантации. Сканирующая электронная микроскопия продемонстрировала более однородную топографию поверхности чистого титана. Значительных различий в остеоинтеграции изделий обоих типов не обнаружено. Спустя 1 нед был зарегистрирован остеогенез в соединительной ткани на границе имплантатов. Через 3 нед новая кость была найдена в непосредственном контакте с поверхностью изделий практически во всех отделах. В срок 6 нед островки регенерирующей кости начали заменяться пластинчатой костной тканью [34].

Винтовые имплантаты из титанового сплава с поверхностью, напыленной TiO₂, и без покрытия были внедрены в челюстные кости 2 обезьян. Все имплантаты успешно интегрировались в костную ткань. В некоторых случаях инородные тела прямо взаимодействовали с костью, в других между костью и имплантатом присутствовал какой-то объем волокнистой соединительной ткани. Различий между напыленными изделиями и без напыления не было найдено [36].

С целью оценки тканевой совместимости гибридных материалов для стоматологических имплантатов рассматривали гистологический ответ на внедрение в подкожную клетчатку крыс гидроксиапатита (ГА), оксида титана и титановых сплавов с покрытием из нитрида титана. Первоначальная воспалительная реакция была меньшей при имплантации оксида титана и его сплавов с напыленной поверхностью. Все материалы были инкапсулированы тонкой волокнистой соединительной тканью, толщина которой была значительно больше вокруг ГА, чем вокруг титана с нитридом титана на поверхности. Сделано заключение, что все указанные материалы обладают хорошей совместимостью с тканями организма и могут использоваться в клинике для зубных имплантатов [37].

Использование циркониевых конструкций может быть альтернативой титану, их применение возможно у больных с аллергией или чувствительностью к другим металлическим сплавам. Цирконий хорошо контактирует с окружающей костью и остеоинтегрируется. Однако циркониевые имплантаты имеют один недостаток — отсутствие эластичности [5, 8, 31, 42].

Двойные и тройные сплавы титана с цирконием и ниобием отличаются по микроструктуре от самого титана, улучшают его механические свойства, увеличивая твердость и уменьшая модуль упругости; адсорбция альбумина при этом остается на прежнем уровне. Кроме того, сплавы титана с цирконием демонстрируют большую электрохимическую стабильность, более высокое поляризационное сопротивление, более низкую электрическую емкость и не содержат токсичных элементов [13].

Сравнивали резорбцию костной ткани и некоторые клинические параметры через 1 год после имплантации в область моляров нижней челюсти узкого изделия (диаметр — 3,3 мм), изготовленного из сплава титана и циркония, с аналогичными показателями технически чистого титана. Исследование проведено на 10 пациентах; спустя 8 нед после заживления на все изделия были установлены металлокерамические коронки. Состояние костной ткани оценивали на периапикальных рентгенограммах, сделанных сразу после протезирования и через 1 год после начала функционирования. Костная ткань после имплантации сплава титана и циркония отсутствовала на протяжении 0,32±0,27 мм, в то время как при внедрении чистого титана — 0,35±0,24 мм; статистическая значимость отсутствует. Ни один из имплантатов, изготовленных из сравниваемых материалов, в течение 1 года потерян не был; не обнаружено также существенных различий клинических данных. Сделано заключение, что и чистый титан, и его сплав с цирконием могут использоваться с одинаковой эффективностью для поддержки коронок при стоматологическом протезировании П.Р. Однако авторы сообщают о необходимости дальнейших исследований с более длинными периодами наблюдения для подтверждения этих результатов [47].

Структуры, сделанные из укрепленных углеволоконных нитей, могут стать альтернативой традиционным металлическим конструкциям при протезировании зубов с использованием имплантатов. Углеволоконные структуры имеют жесткость, упругость и оптимальную биологическую совместимость. Неповрежденные и фрагментированные образцы углеродных волокон показали оптимальную биологическую совместимость. Метод изготовления в значительной мере влиял на механические свойства укрепленных таким волокном композиционных материалов. Биологическая совместимость интактных образцов имплантатов из композитного углеродного волокна и их фрагментов была оценена путем подсчета прикрепившихся клеток из культуры и в митохондриальном тетразолиевом тесте — МТТ. 42 пациентам была проведена успешная одномоментная установка мостовидных протезов верхней челюсти (всего 170 имплантатов с углеволоконными структурами, по 4—6 на челюсть; периферические установлены наклонно) [30, 33].

В ряде наблюдений полимерные изделия вследствие их эластичности имеют преимущества перед металлическими. Высокоэффективный полимер полиэфирэфиркетон все чаще используется в стоматологии, главным образом — для изготовления временных и фиксированных протезов. В случае повреждения имплантата или патологии тканей по его границе пластиковые винтовые конструкции легко удаляются. Винтовые имплантаты 2 типов были изготовлены литьем, имплантаты 1-го типа содержали 15% коротких углеродных волокон, 2-го — 40%; еще 2 типа винтов были произведены путем размалывания, 1 содержал 20% порошка TiO₂, другой — 50% параллельно ориентированных длинных волокон углерода. В качестве контроля использовали обычный винтовой имплантат из титанового сплава (Ti6Al4V). Все изделия подвергли испытаниям на разрыв, чтобы установить их максимальный предел прочности относительно эквивалентного напряжения 186 МПа, которое вызывается крутящим моментом 15 нсм. Максимальный предел прочности составлял 76,08±5,50 МПа у имплантатов, содержащих порошок окиси титана, 152,67±15,83 МПа — у изделий с 15% коротких углеродных волокон, 157,29±20,11 МПа — у конструкций с 40% коротких волокон, 191,69±36,33 МПа — у имплантатов с 50% длинных волокон углерода, 1196,29±21,4 МПа — у обычных винтов из титанового сплава. Для производства имплантатов из указанного полимера необходимая прочность достигается только добавлением 50% параллельно ориентированных длинных углеродных волокон [38].

Периимплантатные ткани вокруг кристалла сапфира, соединенного с соседними зубами металлическим мостом, были изучены на 10 обезьянах клиническими, рентгенологическими и гистологическими методами. Через 3—12 мес после операции большинство имплантатов было надежно соединено с окружающими тканями, десна вокруг имплантатов визуально и гистологически выглядела здоровой. Рентгенологически не было найдено деструктивных изменений кости, прилегающей к сапфиру. Спустя 3 мес было обнаружено непосредственное соединение имплантата с костью, в срок 6—12 мес появился тонкий слой рыхлой волокнистой соединительной ткани. Различия взаимосвязи кости с имплантатом могут быть связаны с особенностями функциональной нагрузки [20].

Таким образом, однозначного мнения о выборе оптимального материала для изготовления дентальных имплантатов пока нет. Вплоть до настоящего времени изучается возможность влияния на характеристики имплантируемых материалов, изменяя их состав. Следует отметить неоднозначность мнений авторов публикаций, посвященных материалам для дентальной имплантации. Так, F. Shah и соавт. [39] изучали сравнительные характеристики чистого титана и его сплава с алюминием и сделали вывод, что поверхности сравниваемых изделий не различались по химическому и фазовому составу, т. е. на поверхности сплава отсутствовали атомы одного из компонентов.

Модификация поверхности имплантатов важна для улучшения их остеоинтеграции [3, 12, 41, 43, 45, 48, 50, 51].

Способствовать увеличению площади контакта кости с имплантатом и скорости остеогенеза могут новые методы модификации поверхности. Некоторые методы лазерной обработки композитных материалов — A-Y-TZP20: тетрагональные поликристаллы циркония, стабилизированные алюминием (20 объемных %)-иттрием — значительно уменьшают содержание загрязнителей, таких как углерод, в поверхностных слоях по сравнению с таковым в конструкциях без воздействия лазером. Изучение изделий методом рентгеновской дифракции не выявило изменений кристаллической структуры, вызванных влиянием лазерной обработки [3].

Модификация поверхности титан-циркониевых изделий анодированием модулирует функционирование остеобластов и ускоряет остеогенез. Диски (толщиной 1,5 и диаметром 10 мм) из титана и его сплава с цирконием анодировали в электролите, содержащем DL-α-глицерофосфат и кальция ацетат при 300 В. Далее эти диски и аналогичные изделия без анодирования поверхности (контроль) имплантировали в мыщелки бедренной кости 10 овец. Гистологический и гистоморфометрический анализ был проведен спустя 4 нед после операции. Анодированные имплантаты, по результатам сканирующей электронной, атомно-силовой микроскопии, электронной дисперсионной спектроскопии и гониометрии, имели гидрофильную, пористую поверхность с небольшими шероховатостями размером порядка нано-микро. В структуре таких поверхностей отмечена инкорпорация кальция и фосфора. Гистологически было выявлено формирование новой костной ткани на всех изделиях, незначительно более выраженное на анодированных изделиях. Процент контакта между костью и имплантатом был выше после анодирования, но различия с контролем оказались статистически недостоверными. Полученные данные подтверждают, что модификация поверхности сплава титана и циркония анодированием, как и аналогичное воздействие на чистый титан, увеличивают раннюю остеоинтеграцию в сравнении с таковой у стандартных изделий с машинной обработкой поверхности [40].

Шероховатости и другие топографические особенности поверхности дентальных имплантатов являются самыми релевантными для их остеоинтеграции [51]. Цитотоксичность титана с высокопористой поверхностью и полированного (жизнеспособность клеток на поверхности — 82,6%, от 77,4 до 89,7%, находится на уровне таковой у коммерческих титановых изделий — 83,3%, применяемых для изготовления дентальных имплантатов). Титановые изделия нетоксичны независимо от характера их поверхности [49].

Для хорошей остеоинтеграции имплантатов имеют значение и состояние, модификация их поверхности и наличие там биологически активных ионов. Наноразмерные поры на поверхности титанового сплава (Ti6Al4V) формировались путем одновременного применения концентрированной щелочи и термообработки. Результат оценивали через 8 нед после внедрения изделия в бедренную кость крыс. Существенные различия характера поверхности при описанном методе воздействия и машинной обработке отсутствовали. Контакт между костью и имплантатом был лучше в случае наличия на поверхности последнего ионов Са²⁺; в этом случае также был больше выражен остеогенез, чем при локализации на поверхности Nа⁺. При использовании Са²⁺ остеогенез продолжался до конца полной интеграции, а после применения Nа⁺ формирование новой кости прекратилось до завершения приживления [43].

Травление поверхности титана кислотой — эффективный метод усиления клеточной адгезии. Шероховатость и клеточная адгезия постепенно возрастали с увеличением времени воздействия плавиковой кислотой вплоть до 10 мин, когда при увеличивающейся шероховатости начали уменьшаться гидрофильность и адсорбция клеток. Клеточная адгезия была максимальной при 5—7 мин такой обработки металла [54].

Сравнивали 4 способа обработки имплантируемых изделий: машинный, пескоструйный, кислотный и сочетание пескоструйной обработки с травлением кислотой. Самой грубой была поверхность образцов титана после пескоструйной обработки. Гидрофильность и поверхностное натяжение уменьшаются при повышении шероховатости поверхности, что облегчает адсорбцию белка. Гингивальные фибробласты человека получали при небольших биопсиях слизистой оболочки полости рта и использовали для культивирования. Оценивали относительное количество погибших клеток, их интеграцию и метаболизм на каждом образце титана через 24; 48 и 72 ч культивирования. Гибель фибробластов была сравнимой на всех образцах титана и не отличалась от контрольного уровня. Клеточных элементов на единице площади поверхности было меньше на титане после пескоструйного воздействия, чем после машинной обработки. Клетки, культивированные на более шероховатых поверхностях, имели больше признаков дифференцирования в остеобласты, чем клеточные элементы, выращиваемые на более гладких изделиях, что может указывать на хороший потенциал к остеоинтеграции имплантатов с поверхностью после обработки пескоструйным способом [51].

Кроме того, титановые диски с поверхностью, обработанной по указанным технологиям, размещали под кожей крыс линии Wistar. На поверхности после машинной обработки было очень мало клеточных элементов или структур соединительной ткани (3,5%), тогда как после пескоструйного, кислотного и сочетанного способов воздействия на поверхность уровень интеграции с живыми тканями составлял соответственно 75,9, 59,6 и 36,6%, [51].

Исследовали остаточное напряжение, усталостные изменения и состояние границы кость—имплантат разного типа изделий из титана: с необработанной поверхностью, с поверхностью, травленной кислотой, после пескоструйной или анодированной обработки. Остаточное напряжение определяли рентгеновской дифракцией, испытания на усталость выполняли при 37 °C на 160 дентальных имплантатах. Выявлено, что пескоструйная обработка поверхности обеспечивает лучшую усталостную стойкость, это является следствием формирования слоя сжимающего остаточного напряжения именно на поверхности титана, контактирующего с тканями и подвергающегося воздействию. Для оценки коротко- и среднесрочного взаимодействия с тканями (регенераторный потенциал и механическое удержание) имплантаты были внедрены в кости новозеландских кроликов. Через 4 и 10 нед изделия с пескоструйной модификацией поверхности вследствие микрошероховатостей ускоряли регенерацию костной ткани и максимально прочно фиксировались в кости, чем прочие имплантаты [50].

Сравнивали связывание с костью в ранние сроки титановых (Ti6Al4V) изделий (прямоугольные пластины 1,4×2,4×4 мм) с 2 характерами поверхности: двойное воздействие кислотой или нанотекстурирование. Пластины внедряли в дистальные отделы бедренной кости 10 крыс Wistar, которых вывели из эксперимента через 9 дней. Образцы с нанотекстурированной поверхностью продемонстрировали значительно более прочную связь с костью, чем титан с кислотной модификацией поверхности. По данным морфологического анализа, у текстурированных изделий была также больше площадь непосредственного контакта с костной тканью [12].

С применением гистологического и биомеханического анализа рассматривали остеоинтеграцию титановых имплантатов с обычной машинной или лазерной обработкой поверхности. Изделия внедряли в гребень подвздошной кости овец по 4 имплантата с каждой стороны. Результаты изучали спустя 8 нед после операции. В результате лазерной модификации поверхности усилие, прилагаемое для выкручивания имплантата, было в 3 раза больше, а площадь контакта костной ткани с металлом шире до 30% [48].

Высокопористая структура обеспечивает стимулирование врастания внутрь кости благодаря проникновению остеобластов и более сильной фиксации. Жесткость титана можно уменьшить применением порошкового метода (спекание), который также позволяет формировать пористую сеть (диаметр каналов между порами составлял приблизительно 210 мкм), занимающую до 57% объема. Испытания такого материала на сжатие и усталость выявляли качества имплантата, обеспечивающие надлежащий компромисс между механическими свойствами и пористостью. Биологическая активность такого материала подтверждена присутствием титанатов натрия на поверхности имплантатов, а также в пористой сети. Результаты рамановской спектроскопии подтвердили, что идентифицированные титанатовые соединения in vivo увеличивают формирование апатита, способствуя образованию ионов, необходимых для этого процесса. Кроме того, имплантаты из такого титана срастаются с тканью на площади более чем 75% по сравнению с 40% при имплантации необработанного титана [7].

В связи с недостаточностью информации об особенностях остеоинтеграции имплантатов в зависимости от характера поверхности сравнивали результаты операций по внедрению разных изделий. Регистрировали площадь контакта между имплантатом и костью и усилие, прикладываемое для удаления изделия. Контакт имплантата с костной тканью у титана и циркония с машинной обработкой поверхности не различался. Но этот показатель был значительно лучше у циркония с поверхностью, протравленной кислотой, чем у титана с таким же образом модифицированной поверхностью [18].

Цилиндрические имплантаты из циркония (диаметр — 1 мм, длина — 2 мм) внедряли в дистальную часть бедренной кости крыс Sprague Dawley. Изделия с шероховатой поверхностью (средняя глубина пор — 0,788 мкм) в сравнении с более гладкими имплантатами (поры — 0,559 мкм) в срок до 2 нед демонстрировали одинаковое сопротивление силе сдвига, но через 4 и 8 нед устойчивость грубой конструкции стала выше. Средняя площадь контакта с костной тканью в области костного мозга составляла у гладких и шероховатых имплантатов соответственно 25,26 и 31,51% через 2 нед, 46,78 и 38% спустя 4 нед, 47,88 и 56,81% через 8 нед. Данный показатель для кортикального слоя костной ткани составил соответственно 38,86 и 58,42% ко 2-й неделе, 66,82 и 57,74% — к 4-й, 79,91 и 78,97% — к 8-й. Полученные данные свидетельствуют о хорошей биосовместимости циркониевых имплантатов [19].

Вместе с тем в литературе приводятся данные, согласно которым остеоинтеграция имплантатов практически не зависит от характера поверхности [1, 19, 25, 45, 46].

Увеличение пористости поверхности металлических имплантатов (сравнение изделий со средним числом всех точек с абсолютной высотой 2,3±0,3 и 27,4±1,1 мкм) улучшает, по данным морфологических исследований, их остеоинтеграцию в эксперименте на мини-пигах с индуцированным диабетом (окраска по Ван Гизону), а также по результатам изучения экспрессии генов остеогенеза и данным компьютерной томографии. Через 3 мес после операции контакт имплантата с костной тканью составлял соответственно 33,2±11,2 и 18,9±7,3% для металла с увеличенной пористостью поверхности и без нее. Однако к 6 мес произошло выравнивание всех показателей; например, площадь контакта стала составлять соответственно 42,8±10,1 и 38,3±10,8% [45].

Для изучения биомеханических свойств и состояния контакта между костью и инородным телом 24 мини-винта (1,3 мм в диаметре и 6 мм длиной) из нержавеющей стали имплантировали в верхнюю челюсть 6 половозрелых самцов собак с нагрузкой 200-граммовыми спиральными пружинами из сплава никеля и титана. Контрольные изделия имели поверхность с машинной обработкой, в опытной группе поверхность имплантатов подверглась воздействию Nd-YAG-лазера. Средние показатели шероховатости поверхности были значительно выше у изделий после обработки лазером, но существенных различий в сопротивлении повреждению и площади контакта имплантатов с костью между сравниваемыми группами найдено не было [25].

Подобные результаты получены и в наших экспериментах. В проксимальный мыщелок большеберцовой кости кроликов внедряли винтовые металлические имплантаты с шероховатой или гладкой полированной поверхностью. При статистической обработке данных об усилии, приложенном при выкручивании имплантатов через 2 мес после имплантации, была найдена двукратная разница между сравниваемыми изделиями: 46±8,94 нсм у шероховатого имплантата против 23±18,2 нсм у изделия с гладкой поверхностью. Но спустя 6 мес после операции усилие выкручивания имплантов составляло соответственно 67,5±9,57 и 52±5,42 нсм, т. е. к 6 мес прочность фиксации имплантов в тканях возросла в обоих случаях, но для изделия с гладкой поверхностью для бикортикальной имплантации этот показатель увеличился более значительно: более чем в 2 раза. Существенные гистологические различия костной ткани после внедрения имплантатов с шероховатой или полированной поверхностью отсутствовали. Не было также выраженных различий между состоянием окружающих тканей через 2 и 6 мес после внедрения каждого изделия. Однако следует учитывать, что от более грубой, шероховатой поверхности легче отщепляются фрагменты металла, которые имеют больший объем и присутствуют в тканях в более значительном количестве [1, 46].

Данные литературы о влиянии шероховатости поверхности имплантатов на их интеграцию и стабильность можно разделить на две большие группы: результаты исследований, сообщающие о значительном положительном эффекте искусственно созданных неровностей, шероховатостей на поверхности изделий, и статьи, утверждающие, что нет больших различий между шероховатыми и полированными имплантатами, причем данные публикаций обеих групп подтверждены объективными измерениями со статистической обработкой.

Следует отметить, что и исследования, подтверждающие более эффективную остеоинтеграцию грубых изделий, и работы, свидетельствующие среди данных об отсутствии влияния поверхностных неровностей на этот процесс, имеют определенные недостатки, касающиеся организации и проведения исследований. Вызывает определенные сомнения результат P. Coelho и соавт. [12], полученный при внедрении прямоугольных титановых пластин с одним из размеров до 4 мм в бедренную кость крыс. А И.В. Майбородин и соавт. [1] и M. Toder и соавт. [46] сравнивали результаты имплантации шероховатых и полированных изделий после внедрения имплантатов абсолютно разных конструкций, так что полученные данные могут быть связаны не только с характером поверхности, но и с конструктивными особенностями.

Нанесение на поверхность дентальных имплантатов определенных материалов и веществ в основном преследует 2 цели: улучшение интеграции инородных тел с тканями организма и борьба с периимплантной инфекцией, которая может привести к отторжению искусственных изделий.

Титан является инертным металлом, не вызывает излишнего остеогенеза, но и не обладает антибактериальными свойствами. Нанесение Г.А. на поверхность титана увеличивает его биологическую активность [17].

Влияние физико-химических свойств никелида титана с приповерхностными слоями, модифицированными ионами кремния или тантала, изучали на культивируемых in vitro мезенхимальных мультипотентных стромальных клетках костного мозга крысы. Методами лазерной сканирующей микроскопии, световой микроскопии, МТТ показано, что ионно-плазменная модификация приповерхностных слоев никелида титана ионами кремния или тантала улучшает цитосовместимость указанного соединения и не оказывает цитотоксического действия [2].

36 дентальных имплантатов разного состава внедряли в задние отделы нижней челюсти 18 взрослых кроликов. Головки имплантатов находились на 3 мм выше костной поверхности. Изучали процесс доставки BMP^​2​᠎-2 (30 мкг) со следующих образцов: титановый имплантат со скаффолдом из ГА с BMP-2, заключенных в коллаген; титановый имплантат со скаффолдом из ГА и коллагена, куда инфузионно введены гидрогель полиэтиленгликоля и BMP-2; титановый имплантат со скаффолдом из ГА, β-трикальцийфосфата, полиэтиленгликоля и BMP-2. Методами микрокомпьютерной томографии и гистологического анализа через 10 нед после операции оценивали формирование кости над выступающими головками изделий. Все группы с BMP-2 продемонстрировали разрастание кости на головки имплантатов (от 2,7±0,4 до 3,0±0,2 мм) в противоположность таким же изделиям без указанного белка [52].

Частой причиной тяжелых осложнений процедуры восстановления зубов, таких как периимплантиты, является отсутствие эпителия непосредственно по краю имплантата, по границе гладкого титана. Гистологически это характеризуется соединением базальной мембраны эпителия с инородным телом, что происходит вследствие агрегирования активированных тромбоцитов на участках хирургического повреждения тканей. Однако тромбоциты не взаимодействуют, не оседают на поверхности гладкого титана; необходима модификация поверхности имплантатов для возможности агрегирования кровяных пластинок. Нанесение на имплантаты некоторых белковых протеазных активаторов может способствовать быстрому скоплению тромбоцитов, которые осуществляют выброс большого объема эпителиальных хемоаттрактантов: IGF-I (инсулиноподобный фактор роста), TGF-β (трансформирующий фактор роста) и факторов роста (EGF — эпидермальный фактор роста, VEGF — фактор роста эндотелия сосудов) непосредственно на поверхности титана. In vitro гингивальные эпителиоциты человека на всем протяжении прилегают к поверхности модифицированного таким образом титана с образованием плотных соединений [44].

В экспрессии остеогенных биомаркеров и процессах остеоинтеграции участвует ламинин, и соответственно нанесение ламинина на поверхность дентальных имплантатов может ускорить и улучшить результаты их остеоинтеграции. Но, по мнению авторов, для подтверждения этого на клиническом уровне требуются широкие рандоминизированные исследования с обеспечением необходимого контроля [23].

Титановые имплантаты, обладающие высокой антибактериальной активностью, безусловно, необходимы для профилактики инфекций, связанных с имплантацией. Продемонстрирована возможность одноступенчатой, основанной на водном растворе процедуры формирования нанокомпозитов из наночастиц серебра на поверхности изделий из титана. Титан с инкорпорированным серебром показал высокую антибактериальную активность в отношении Staphylococcus aureus и некоторых других микроорганизмов; он также предотвращает их адгезию. Такие имплантаты поддерживают активность остеобластов и имеют перспективы применения в ортопедии, стоматологии и при создании различных биомедицинских устройств [28].

Сравнивали свойства технически чистого титана и его сплава с серебром. Мини-пластины с 6 отверстиями были внедрены на 12 нед в область мандибулярного перелома взрослым собакам. Преципитаты серебра были найдены в сплаве титана с этим металлом методом порошковой рентгеновской дифракции. Биологическая совместимость у сравниваемых образцов была сопоставима с точки зрения цитотоксичности, клеточной адгезии и скорости пролиферации предшественников остеобластов. Прочность на изгиб у сплава с серебром была до 3 раз большей, чем у чистого титана. In vivo пластины обоих типов имели сравнимое влияние на регенерацию мягких и костных тканей. В тканях нижней челюсти находили ионы серебра после применения сплава этого металла с титаном [27].

Для борьбы с инфекцией и профилактики формирования бактериальных биопленок исследовали возможность добавления меди в состав титановых конструкций; эффективность таких конструкций сравнивали с конструкциями из чистого титана. Разработанный сплав препятствовал образованию биофильмов, приводил к гибели микроорганизмов и, таким образом, подавлял бактериальную инфекцию, вызванную Streptococcus mutans и Porphyromonas gingivalis. Исходя из пролиферации и адгезии мезенхимальных стволовых клеток, а также оценки содержания ионов Cu²⁺ в тканях, авторы делают заключение о биологической совместимости сплава меди и титана [29].

Благодаря стимуляции дифференцирования остеобластов наночастицы золота — довольно привлекательный материал для использования в качестве остеогенного агента. Силанизировали поверхность титана обработкой (3-Mercaptopropyl) trimethoxysilane и иммобилизировали на ней слой из наночастиц золота посредством связи Au-S. Согласно данным сканирующей электронной и атомно-силовой микроскопии, этот слой однороден и равномерно покрывает всю поверхность окиси титана. In vitro показано, что титан с наночастицами золота значительно увеличивает остеогенное дифференцирование с возрастанием экспрессии мРНК специфических генов, отвечающих за остеогенное направление дифференцирования мультипотентных стромальных клеток жировой ткани человека. Кроме того, in vivo было продемонстрировано значительное влияние титана с золотом на формирование костной ткани по границе имплантата [21].

Количество публикаций, отражающих результаты изучения эффективности нанесения дополнительных покрытий на имплантируемые материалы для улучшения их остеоинтеграции, постепенно уменьшается и к настоящему моменту является минимальным. Вызывают определенные сомнения рекомендации с антибактериальной целью модифицировать поверхность титановых изделий с помощью ионов серебра [27, 28], меди [29] или даже золота [21]. Эти металлы, несомненно, обладают способностью сдерживать рост бактерий, но вместе с тем такое же супрессирующее и даже деструктивное действие они оказывают на клеточные элементы тканей рядом с имплантатами, в том числе — на остеобласты, что не способствует ни остеоинтеграции, ни вообще успешности дентальной имплантации. Токсическое воздействие на клетки in vivo и in vitro описано в многочисленных публикациях [4, 6, 10, 14, 22, 24, 26, 35, 55].

Анализ большого числа разноречивых результатов исследований, посвященных проблемам дентальной имплантации, позволяет заключить, что ни одна из них окончательно не решена. Нет однозначного мнения о выборе оптимального материала для изготовления дентальных имплантатов, способе обработки и модификации их поверхности. Проблему улучшения качества дентальной имплантации и борьбы с осложнениями этой процедуры невозможно решить нанесением на поверхность имплантируемых материалов других веществ. Эта задача более легко и более успешно решается изменением состава самих изделий и модификацией их поверхности. Вплоть до настоящего времени продолжает изучаться возможность влиять на характеристики имплантируемых материалов, изменяя их состав и характер поверхности. При этом и публикации, сообщающие о значительном положительном эффекте искусственно созданных неровностей, шероховатостей на поверхности изделий, и данные статей, утверждающих, что нет больших различий между шероховатыми и полированными имплантатами, подтверждены объективными измерениями со статистической обработкой результатов. Следует отметить, что среди работ довольно много статей сомнительного плана или с недостаточно обоснованными выводами. Таким образом, необходимы дальнейшие клинические и экспериментальные исследования, посвященные и выбору материалов для изготовления имплантатов, и способам обработки их поверхности.

Авторы заявляют об отсутствии конфликта интересов.

Сведения об авторах

Майбородин Игорь Валентинович — профессор Института химической биологии и фундаментальной имплантации;

e-mail: