Устранение дефектов зубных рядов с опорой на дентальные имплантаты связано с необходимостью восстановления альвеолярного костного объема челюстей не менее чем в 30% случаев. Существующие методики реконструктивных вмешательств могут быть разделены на способы свободной пластики и пластики местными тканями с использованием различных костно-пластических материалов биологического и небиологического происхождения. Аутокостная пластика в имплантологии до настоящего времени определяется в качестве «золотого стандарта» [11]. Однако на сегодняшний день такая трактовка является весьма спорной по причине значительного количества послеоперационных осложнений, возникающих в реципиентной и донорской области, а также ввиду сложного отдаленного прогноза результатов дентальной имплантации [3].

Особое место среди способов восстановительного хирургического лечения в дентальной имплантологии занимает метод направленной костной регенерации (НКР). Методики НКР все более активно используются исходя из нескольких принципиально важных моментов, а именно: относительно невысокая степень хирургической травмы, возможность адекватной реализации хирургической техники в условиях ограниченного операционного пространства, при моделировании необходимого костного и мягкотканного объема с учетом особенностей каждой клинической ситуации. Вместе с тем вопросы общей результативности стоматологического имплантологического лечения в условиях реконструкции альвеолярного отростка/части челюстей с помощью НКР по-прежнему носят проблемный характер.

Задача повышения клинической и прогностической эффективности НКР определяет необходимость дальнейшего методологического совершенствования этого способа реконструкции путем формулирования концептуальных положений, развития терминологического аппарата и разработки методических приемов.

Первые попытки устранения пародонтальных дефектов с помощью метода направленной тканевой/костной регенерации (НТР/НКР) были предприняты в конце 50-х годов ХХ века (Hurley и соавт., 1959). Hurley и Boyne изучали применение барьерных (изолирующих) материалов — мембран, исключающих влияние слизистой оболочки и соединительной ткани, для более полноценного восстановления последних. Исследования, проведенные группой ученых Karring, Nyman и Lindhe (1982), показали, что контакт костной и соединительной ткани с поверхностью корня, лишенной периодонта, приводит к анкилозированию или резорбции. Используя барьер из полупроницаемой мембраны, впервые была достигнута регенерация пародонта в эксперименте, а затем и в клинике. В последующем экспериментальные данные ряда авторов: Gottlow и соавт. (1984), Caffesse и соавт. (1988), Kotschy, Munzker (1995) — стали основой для разработки и внедрения различных изолирующих, в том числе резорбируемых, материалов. После успешного клинического внедрения зарубежными и отечественными специалистами методик НТР в пародонтологии аналогичный подход, но с акцентом на восстановление альвеолярной костной ткани челюстей, стал использоваться в дентальной имплантологии [4, 19].

Материальное сопровождение метода НКР включает использование различных костно-пластических материалов, а также разного рода изолирующих мембран. Это позволяет устранить факторы гетеросинхронного заживления мягкотканного и костного компонентов хирургической раны, когда барьерная мембрана препятствует двух-, трехнедельному опережению репаративной регенерации мягких тканей в сравнении с аналогичными процессами, происходящими в кости.

Мембраны делятся на две большие группы: нерезорбируемые и резорбируемые. Нерезорбируемые мембраны могут быть бескаркасными либо содержать в себе титановый каркас. Резорбируемые мембраны существуют в двух основных разновидностях: биологические и синтетические [5].

Нерезорбируемые мембраны по своему химическому составу являются соединением политетрафторэтилена (PTFE) — полимера, который состоит из углеродной основы, ковалентно связанной с однородной оболочкой атомов фтора. Политетрафторэтилен обладает свойством полупроницаемости, что позволяет обеспечивать питание регенерата путем плазменной диффузии вплоть до образования микроциркуляторного русла внутри него [15, 18].

Различают нерезорбируемые мембраны из расширенного PTFE, состоящие из двух различных частей: слой открытой микроструктуры (пористость 100—300 мкм) и оклюзионный слой (пористость <8 мкм)) и плотного микротекстурированного PTFE (из менее пористой формы политетрафторэтилена, пористость <0,3 мкм). Текстурированная поверхность с шестигранным рельефом увеличивает площадь контакта с биологическими тканями.

Существенными недостатками являются:

— необходимость повторного хирургического вмешательства для их удаления через 4—6 нед;

— частое обнажение нерезорбируемой мембраны в раннем, среднем и позднем послеоперационном периоде с развитием экссудативного, в том числе септического, воспаления.

Одним из объяснений частого развития воспалительных процессов может быть следующее: наличие в структуре мембраны микропор, которые проницаемы для клинически значимых микробных клеток, размеры которых составляют 1—2 мкм. При этом клетки лейкоцитарно-лимфоцитарного ряда имеют размер 15—20 мкм и не способны к активной миграции сквозь микропоры мембраны.

Накопленные к настоящему времени данные свидетельствуют о невысокой перспективности мембран из PTFE и неоднозначной эффективности их дальнейшего использования.

Идея создания «абсолютного барьера» находит отражение в использовании титановой фольги, которая имеет толщину от 0,002 до 0,1 мм и может противостоять инвазии микроорганизмов в область реконструкции. Однако в условиях динамики раневого процесса данный материал крайне неустойчив в отношении сохранения первоначально заданной формы, поэтому его использование должно определяться строгими показаниями [6].

В определенных клинических ситуациях при значительной степени атрофии альвеолярной костной ткани челюстей необходимо создать длительную объемную стабильность области реконструкции. Для повышения эффективности и усиления механических свойств в структуру мембраны из PTFE различной плотности могут быть включены дополнительные элементы в виде титанового или тефлонового каркаса. Каркас придает жесткость мембране и обеспечивает сохранение требуемой формы. Наряду с этим титановая часть пластична, что позволяет моделировать и адаптировать мембрану по форме дефекта.

Примером «абсолютного каркаса» могут быть титановые сетки в виде моделируемых пластин толщиной от 0,085 до 0,4 мм с макроотверстиями, размер которых варьирует от 0,8 до 1,88 мм [17]. Однако работа с титановой сеткой требует больших временны́х затрат и мануальных навыков. При моделировании титановой сетки необходимо избегать острых краев, а вершина ее гребня по форме должна быть максимально овальной. Остаточное напряжение после моделирования сетки может негативно влиять как на ее стабильность, так и на состоятельность линии швов в зоне реконструкции, что приводит к инфицированию, развитию септического воспаления, итогом которого становится уменьшение объема регенерата вплоть до полной его резорбции. Этого можно избежать, используя находящиеся на стадии клинической апробации динамически перфорированные титановые сетки, моделирование которых происходит в любом направлении и под любым углом без создания острых пиков.

Примером резорбируемых синтетических мембран могут быть полимеры — полилактиды на примере 100% аморфной поли-D- и поли-L-молочной кислоты (PDLLA). Толщина мембраны 0,1 мм. Композиция эфира лимонной кислоты (ацетилтрибутилцитрат) и полилактидов, сополимеры полилактидов и полигликолидов, композиция поливинилпирролидона и полиэфирсульфона. Выпускается в виде трехслойной мембраны, имеющей пористый наружный и внутренний слои. Барьерные функции мембраны сохраняются до 6 мес. Полная резорбция происходит на протяжении 12—14 мес.

В качестве материала для мембран биологического происхождения наиболее доступным остается ксеноколлаген I, II и III типов, имеющий высокую степень очистки. Для изготовления используются ксеноперикард и ксеносухожилия, которые благодаря своим структурным особенностям имеют более продолжительный период биодеградации в сравнении с ксеногиподермой. При неосложненном течении послеоперационного периода нормальными сроками биодеградации мембран принято считать время от 3 до 9 мес. Такие мембраны из перикарда и сухожилий животных также характеризуются чрезвычайно высоким сопротивлением на разрыв и простотой применения, так как состоят в основном из коллагена I типа [10]. Продолжительность барьерной функции может быть увеличена путем использования мембран с очень плотной (сшитой) структурой коллагена. Увеличенные по толщине мембраны из ксеногиподермы используются как альтернатива мягкотканным трансплантатам.

К вышеназванной группе также можно отнести аутомембраны из нативной крови пациента: обогащенная фибрином тромбоцитарная масса (PRF — Platelet Rich Fibrin), получаемая путем центрифугирования для устранения фракции эритроцитов. Обогащенную фибрином тромбоцитарную массу можно применять в качестве быстро резорбируемого биологического барьера. Однако значение такого барьера является неоднозначным, поскольку дегрануляция всех имеющихся тромбоцитов происходит в течение первых 3—5 дней, а их естественная первоначальная активность иссякает в течение 10 дней. Это тот срок, когда аутомембрана подвергается практически полной биодеградации в результате макрофагально-фибробластической реакции. Поэтому аутомембрана на основе PRF не отвечает необходимым и достаточным условиям использования в качестве оптимального барьера, так как главной характеристикой последнего является срок биодеградации, сравнимый с длительностью послеоперационного периода, т. е. до 1 мес [2, 16].

Пластины из лиофилизированной деминерализованной алло- или ксенокости отличаются длительным периодом биодеградации, при этом они недостаточно эластичны, а значит в полной мере не могут быть отнесены к мембранам.

Подводя итог вышеизложенному, следует заметить:

— постановка задачи повышения клинической и прогностической эффективности НКР для улучшения общей результативности стоматологического имплантологического лечения не должна сопровождаться абсолютизацией роли барьера и каркаса на каждом из этапов биозамещения — от внесения комбинации материалов до формирования регенерата и его перестройки в структурные детерминанты костного органа;

— для достижения эффекта пространственно-временно́й стабильности необходимо концептуализировать формообразующий и объемообразующий аспекты использования комплекса материалов при реконструкции;

— любое реконструктивное вмешательство ввиду своей травматичности повышает уровень хирургического стресс-ответа за счет детерминированной взаимосвязи между большей хирургической травмой и значительной биореакционной способностью комбинации барьерных и костно-пластических материалов.

Возможность целенаправленно влиять на репаративно-регенерационный потенциал на органном и тканевом уровне в области альвеолярного отростка/части челюстей для восстановления их объема — основа метода НКР.

Теоретически метод НКР может быть описан в рамках концепции репаративной регенерации, когда хирургическая травма и раневой процесс последовательно инициируют и становятся основой для любого частного случая заместительного морфогенеза.

В полости рта различают поверхностные раны, если хирургическое вмешательство проводится в пределах слизисто-подслизистого слоя, и глубокие — с вхождением в операционную область подлежащей костной ткани. Особенность каждого реконструктивного вмешательства состоит в создании глубокой хирургической раны. Заживление глубокой хирургической раны будет протекать путем каскадной смены фаз раневого процесса синфазно, но гетеросинхронно, на уровне мягких тканей и в области костного дефекта [1]. Первенство в такой «биологической гонке» всегда остается за мягкими тканями, первоначальные сроки заживления которых составляют 5—7 дней. Для костной ткани сроки аналогичного заживления с образованием неминерализованного матрикса (остеоида) составляют 21—28 дней. Для объяснения этого факта применима закономерность длительности клеточного цикла, главным положением которой являются сроки смены популяции клеток, участвующих в заживлении. Столь значимая 2—3-недельная разница во времени заживления мягкотканных и костных структур постулирует необходимость использования барьерных мембран и комбинации костно-пластических материалов при НКР [9].

Регенерация — восстановление структурных элементов клеток и тканей в результате окончания их естественного жизненного цикла в процессе непрерывного обновления организма; в нормальных условиях определяется как физиологическая и носит характер реституции.

Регенерация репаративная — один из видов восстановительного (заместительного) морфогенеза, вызванного повреждением, в том числе хирургическим вмешательством; носит характер субституции. Репаративная регенерация включает процессы распада поврежденных тканевых структур, их элиминацию. При этом клетки, сохранившие жизнеспособность, участвуют в образовании микроокружения с формированием репаративно-регенерационного вектора окончательной дифференцировки и пролиферации за счет свойств индуцибельности и детерминированности.

Репаративная регенерация может носить характер патологической, например при септическом варианте течения раневого процесса, когда нарушается его каскадный характер и в результате формируются участки рубцовой ткани, фиброза и хондроида.

Заместительный репаративный морфогенез костной ткани протекает в двух основных вариантах, в виде орто- и/или гетеротопического остеогенеза. При ортотопическом остеогенезе в результате хирургически обусловленного резорбционного стимула костеобразование происходит путем аппозиционного роста за счет пролиферативного потенциала в метаболически активных зонах — на дне и стенках костного дефекта, аналогично таковому при запуске цикла ремоделирования костной ткани в условиях физиологической регенерации. Аппозиционный рост — это прогрессивное, в виде «напластовывания» отложение остеобластами добавочных остеоидных слоев (толщиной 3—7 мкм) в процессе своей пролиферации с последующей оссификацией.

Гетеротопический остеогенез отличается тем, что в заполнении большого по протяженности дефекта роль метаболически активных зон берет на себя регенераторное макро- и микроокружение, а в роли хирургически обусловленного резорбционного стимула выступает способность комбинации барьерных и костно-пластических материалов к биологической реактивности в отношении окружающих тканей. Биологическая реактивность проявляется свойствами деградации, эрозии, деструкции и замещения [14]. В этом случае комбинация вышеназванных материалов должна содержать аутокостный компонент, который индуцирует прогенеторные остеогенные клетки к их дифференцировке и пролиферации в фенотипически определяемые остеобласты. Последние детерминированы в отношении костеобразования и поэтому являются главными клетками остеогенного дифферона.

У взрослого индивидуума процесс заместительного репаративного остеогенеза протекает по аналогии с остеогенезом в цикле ремоделирования путем непрямого (энхондрального) остеогенеза, т. е. через образование хрящевой матрицы с последующей ее оссификацией. Это постулирует нахождение в составе костного органа на уровне его морфофункциональных единиц не только костного матрикса, но и фиброзного костного матрикса, низкодифференцированного костного матрикса, фиброзной и хрящевой ткани.

Таким образом, стадийность заместительного репаративного остеогенеза при первичном заживлении может быть представлена в виде:

— травма — асептическое воспаление — активация клеток остеогенного дифферона и запуск реакции тканеспецифических преобразований — нормальный регенерат с однонаправленным вектором пролиферации — остеоид — органотипичная костная ткань.

Стадийность заместительного репаративного остеогенеза при вторичном заживлении может выглядеть следующим образом:

— травма — септическое воспаление — активация клеток воспалительного дифферона и запуск реакции псевдотканеспецифических преобразований — патологический регенерат с разнонаправленным вектором пролиферации — остеоид/участки фиброза и хондроид — псевдоорганотипичная ткань [7, 8].

Согласно общему определению, методология представляет собой универсальный научный инструмент системного подхода к совершенствованию методов теоретической и практической деятельности.

Методология соединяет знания о деятельности со знаниями об объектах деятельности и поэтому воспроизводит последние в том виде, в котором они есть на самом деле.

Дальнейшее совершенствование метода НКР и составляющих его методик невозможно без предельного насыщения знаниями и повышения их индекса объективности, без концептуализации этого фактологического массива, а также без развития терминологии данной предметной области. В качестве основы была использована теория клеточно-дифферонной тканевой организации, согласно которой реализация репаративно-регенерационного потенциала, в частности костной ткани, происходит через стадию «провизорного морфологического субстрата» [12, 13]. Согласно данной аналогии, комбинацию костно-пластических материалов при НКР было решено назвать «пластический субстрат» (ПС), который представляет собой объемообразующий аспект реконструкции. ПС в благоприятных интра- и послеоперационных условиях будет трансформироваться в костный регенерат с дальнейшей его перестройкой и формированием органотипичных структурных детерминант костного органа.

Сущность ПС может быть определена следующими дефинитивными признаками: с одной стороны, это комбинация, точнее, весь комплекс костно-пластических материалов ауто-, алло- и ксеногенного происхождения вместе с богатой тромбоцитами плазмой (БоТП) и изолирующими мембранами, а с другой — это дополнительные материалы в хирургической ране, которые одним лишь нахождением в ней на несколько порядков увеличивают статистический риск неблагоприятного исхода течения послеоперационного периода.

Биореакционная способность ПС как неотъемлемая часть его биодеградации обусловливает детерминированную взаимосвязь с повышением уровня хирургического стресс-ответа, а также с неадекватным воспалительным ответом, которые будут поддерживаться пространственно-временно́й нестабильностью любого из компонентов П.С. Такого рода синдром взаимного отягощения при НКР может негативно влиять не только на весь каскад стадий раневого процесса, но и на исход реконструкции.

Пространственно-временна́я стабильность компонентов ПС может быть обеспечена за счет предложенного нами ситуационного викрилового каркаса, который является комплексом опорно-удерживающих микровинтов и викриловой нити.

Ситуационный викриловый каркас (СВК) при НКР представляет собой формообразующий аспект реконструкции в виде ситуационно адаптированной каркасной структуры, которая создается на основе трехмерно устанавливаемых модифицированных титановых микровинтов, объединенных между собой викриловой нитью.

Для создания СВК предлагается использование резорбируемой плетеной нити из полиглактина 910 на примере шовного материала Vicril 5.0 диаметром 0,100—0,149 мм. Этот материал обладает хорошими манипуляционными свойствами и предсказуемым периодом рассасывания, а также значительной биологической инертностью. Материал вызывает минимальную первоначальную воспалительную реакцию в тканях с последующей инкапсуляцией соединительной тканью. Сама нить имеет покрытие из сополимера гликолида, полиглактина 370 и стеарата кальция, покрытие подвергается гидролизу, как и сам материал, где сополимер разлагается на гликолевую и молочную кислоты, которые затем ассимилируются в организме. Биодеградация начинается с потери прочности на растяжение, за которой следует потеря массы. Полная биодеструкция нити происходит в течение 50—85 дней. Эти характеристики позволяют использовать данный материал для создания каркаса.

В качестве опорно-удерживающих элементов к использованию предложены модифицированные титановые микровинты на примере отечественной системы Конмет, исходным материалом которых является биологически совместимый сплав титана, алюминия и ниобия (Ti6Al7Nb). Диаметр резьбовой части микровинта — 1,2 мм, диаметр головки — 4 и длина — 5—8 мм. На торцевой части микровинта имеется четырехугольный шлиц под ключ-отвертку и четыре перфорационных отверстия диаметром 0,7 мм, симметрично расположенных по окружности для оптимизаций интраоперационных условий создания СВК.

Предпосылками для совершенствования метода НКР стали более высокая степень теоретического обоснования с расширенным объяснительным потенциалом, а также предложенный усовершенствованный и клинически апробированный способ реконструкции.

Развитие методологических оснований реконструктивной хирургии полости рта и дентальной имплантологии представлено в виде концепции управляемого заместительного морфогенеза, где нашли отражение следующие теоретические положения: раневой процесс в области глубокой хирургической раны с особыми условиями синфазного, но гетеросинхронного заживления ее мягкотканного и костного компонентов, клеточно-дифферонная организация тканей с выделением наиболее активных клеток и главного дифферона в зависимости от стадии репаративной регенерации. Согласно теории клеточно-дифферонной тканевой организации, важное значение имеет стадия провизорного морфологического субстрата, являющегося функциональным императивом активации механизмов компенсаторной (заместительной) организации тканевых структур. При реконструкции альвеолярного костного объема челюстей аналогией такого рода субстрата является пластический субстрат, включающий комбинацию костно-пластических материалов, биотрансформация которых носит строго выраженный фазный характер: начало — от хирургически обусловленного резорбционного стимула до реактивного воспаления; развитие — от пластического субстрата к регенерату до его морфофункциональной перестройки в соответствии с микро- и макроокружением; завершение — окончание тканеспецифичных преобразований, т. е. собственно итог репаративной регенерации. При этом пластический субстрат отличается от провизорного морфологического субстрата своей значительной биореакционной способностью за счет деградации, эрозии, деструкции и замещения. Концепт стадии пластического субстрата обладает значительным эвристическим потенциалом и прикладными возможностями. Данный концепт объясняет сложные условия заживления, исходя из свойств биореакционности в части повышения уровня хирургического стресс-ответа, т. е. способности детерминировать характер реактивного воспаления. Последнее влияет на вектор тканеспецифических преобразований либо в сторону органотипичных — при асептическом характере реактивного воспаления, либо псевдоорганотипичных структур — при септическом его варианте.

Методика формирования ситуационного викрилового каркаса обеспечивает пространственно-временну́ю стабильность компонентов пластического субстрата на все время его трансформации в регенерат и затем в структурные детерминанты костного органа.

Таким образом, путем развития методологической базы, нового уровня теоретического обоснования и разработки методического сопровождения созданы условия для повышения клинической и прогностической эффективности метода НКР.

Методика использования ситуационного викрилового каркаса на примере серии клинических случаев будет представлена в следующей публикации.

Авторы заявляют об отсутствии конфликта интересов.

Похабов Алексей Анатольевич — врач-стоматолог; https://orcid.org/0000-0003-0197-7756; тел.: +7(926)465-4505; e-mail: alexp209@rambler.ru