Модификация поверхности дентальных имплантатов с помощью плазменного электролитического оксидирования

Введение

Дентальные имплантаты (ДИ) прочно вошли в повседневную стоматологическую практику, они обеспечивают предсказуемые долгосрочные результаты протезирования [1–5]. Анализ литературных данных свидетельствует о наличии большого количества составляющих, способствующих успешной остеоинтеграции ДИ, при этом доминирующая роль принадлежит чистоте и микроструктуре их поверхности [6, 7]. Установлено, что высокая степень шероховатости обеспечивает механическую стабильность имплантата как в момент установки, так и в отдаленные сроки функционирования [8–10]. Рельеф поверхности ДИ с порами глубиной 1,5–4,0 мкм в диаметре признан авторами как оптимальный для остеоинтеграции имплантатов [11, 12]. ДИ с такой поверхностью демонстрируют наибольшее сопротивление при выкручивании [13].

В настоящей работе представлены результаты применения технологии плазменного электролитического оксидирования (ПЭО) для модификации поверхности ДИ из медицинского сплава титана ВТ1-0, изучены структурные и остеоинтегративные свойства модифицированных ДИ in vivo.

Цель исследования — оценить эффективность использования технологии плазменного электролитического оксидирования путем сравнения результатов двух видов модификации поверхности дентальных имплантатов из медицинского сплава титана ВТ1-0.

Материалы и методы

Подготовка образцов и описание лабораторных методов исследования. Для работы были изготовлены 50 ДИ ИРИС («НПК ЛИКОСТОМ», Россия) из сплава ВТ1-0 длиной 10 мм и диаметром 4 мм. Далее ДИ разделили поровну и поверхность имплантатов обеих групп подвергли модификации методом ПЭО в знакопеременном электрическом поле специальной формы в двух различных электролитах: 1-я группа — в водном растворе щелочного электролита без применения дополнительных модификаторов (ПЭО-Ti); 2-я группа — в водном растворе электролита на основе ортофосфорной кислоты, содержащего карбонат кальция (ПЭО-Са).

В качестве контрольных образцов (n=10) выступали фрезерованные имплантаты из сплава ВТ1-0 с гладкой необработанной поверхностью.

После покрытия все образцы были отмыты в бидистилляте до отсутствия обнаружения в промывной воде существенных следов посторонних ионов, упакованы в зоне ламинарного тока воздуха (с обеспечением чистоты ISO 7) в индивидуальную герметичную упаковку, пронумерованы и затем прошли гамма-стерилизацию.

Для дальнейших исследований ДИ с ПЭО в каждой из двух групп с помощью генератора случайных чисел были распределены на подгруппы. Поверхность 10 им­плантатов (5+5) исследовали с помощью сканирующей электронной микроскопии (СЭМ) (FlexSEM 1000 II, Hitachi, Япония) и энергодисперсионной рентгеновской спектрометрии (EDS) (Quantax 80; Bruker, Германия) с автоматическим получением спектра элементов. У этих имплантатов также изучили размер и распределение пор по размерам. Для этого анализировали изображения поверхностей с использованием специального программного обеспечения ICY 2.4.2.0 [14]. Поверхностную концентрацию пор определяли как отношение их числа к площади образца на СЭМ-изображении.

У 10 (5+5) других имплантатов изучали микро­твердость поверхности по Виккерсу (HV) (наноиндентометр NanoTest 600 Platform 3; Micro Materials LTD, Великобритания).

In vivo исследование. Оставшиеся 30 имплантатов с поверхностью после ПЭО (15 ПЭО-Тi и 15 ПЭО-Ca) были установлены овцам внеротовым доступом в тело нижней челюсти, по стандартному хирургическому протоколу. Исследование на животных проводили в Ставропольском государственном медицинском университете с разрешения локального этического комитета (выписка из протокола №98 от 20.05.2021 г.).

Через 2, 4 и 8 нед выполнили забор материала (по три ДИ) и провели микрокомпьютерную томографию. Для изучения структуры костей использовали рент­геновский компьютерный микротомограф Skyscan 1176 (Bruker microCT, Бельгия). Параметры сканирования в программе Skyscan 1176, v. 10.0.0.0: напряжение рентгеновского снимка — 90 кВ; ток рентгеновского снимка — 270 мкА; диаметр фильтра — 0,1 мм; размер пикселя изображения — 17,74 мкм; поворот томографа — 360º; шаг поворота — 0,2; усреднение кадра — 4. Сканированные объекты реконструировали в программе Nrecon, v. 1.7.4.2 (Bruker microCT, Бельгия) со следующими основными параметрами реконструкции: сглаживание — 2, уменьшение окружности — 20, жесткость луча — 41, диапазон контрастности всех изображений –0,015–0,11. Ориентацию в пространстве (x, y, z) и выделение отдельных областей реконструированных материалов проводили в программе DataViewer, v. 1.5.6.2 (Bruker microCT, Бельгия).

Результаты

Результаты электронной микроскопии повер­х­ности имплантатов и EDS-спектроскопии. Пред­­ставлены микрофотографии ДИ: с гладкой поверхностью и после двух видов обработки по технологии ПЭО.

Поверхность фрезерованного образца (рис. 1) представляет собой довольно гладкую поверхность со следами механической обработки. Наблюдаются сколы и наплывы металла. Элементный состав поверхности необработанного имплантата соответствует стандартизированному составу сплава ВТ1-0.

Рис. 1. Микрофотографии фрагмента поверхности дентального имплантата из сплава Grade IV после фрезеровки без обработки исходной поверхности: а — ×127, б — ×8000

У образцов после модификации поверхности методом ПЭО независимо от состава электролита формируется высокоразвитая поверхность с открытыми микропорами, площадь поверхности относительно фрезерованного имплантата увеличивается в 2,7 раза.

Поверхность исследуемых образцов ПЭО-Ti после обработки в электролите представляет собой развитую пористую поверхность, характеризующуюся наличием большого числа открытых пор (рис. 2). Размеры пор распределены в широких пределах — от 200 нм до 3 мкм. Поры обладают цилиндрической формой и демонстрируют канальный характер. При больших увеличениях (от ×16 000) на поверхности образца можно наблюдать кристаллиты размером, близким 50 нм. Основными элементами, содержащимися в поверхностном слое образцов ПЭО-Ti, являются титан (Ti) — более 58,0 вес.% и кислород (O) — около 40 вес.%. Кроме того, обнаружены фосфор (P) — порядка 0,9 вес.% и углерод (C) — менее 1,0 вес.%, а также незначительное количество железа (Fe) — менее 0,15 вес.% и хлора (Cl) — менее 0,02 вес.%.

Рис. 2. Микрофотографии фрагмента поверхности дентального имплантата из сплава Grade IV после ПЭО-обработки в электролите ПЭО-Ti: а — ×127, б — ×8000

На рис. 3 показана развитая пористая поверхность образцов ПЭО-Са. Форма пор — цилиндрическая, характер их — канальный. Размеры пор варьируют в широких пределах — от ~80 нм до 7 мкм. В некоторых местах выхода пор на поверхность отмечаются торо­образные выпуклые наросты. На поверхности образцов также наблюдаются трещины толщиной ~55 нм, а при многократном увеличении — значительное количество частиц игольчатой и пластинчатой формы. Размеры таких частиц лежат в пределах от ~20 до ~150 нм. По всей видимости, эти частицы являются твердым остатком, образовавшимся после высыхания раствора электролита.

Рис. 3. Микрофотографии фрагмента поверхности дентального имплантата из сплава Grade IV после ПЭО-обработки в электролите с Са: а — ×127, б — ×8000

Усредненные данные элементного состава поверхностей изучаемых имплантатов, полученные методом EDS-спектроскопии при увеличении в 1000 раз, представлены в табл. 1.

Таблица 1. Элементный состав образца Grade IV при 1000-кратном увеличении

Распределение пор на поверхностях импланта­тов. Для анализа распределения пор по размерам использовали СЭМ-изображения с увеличением в 3000 раз и видимым полем в 82 мкм. У образцов с поверхностью ПЭО-Ti преобладает мономодальное распределение размеров пор с максимумом вблизи 0,23 мкм. При этом диаметр пор варьирует в пределах от 0,2 до 3,0 мкм.

Поверхность имплантатов, обработанных ПЭО-Са, обладает широким распределением размеров пор, диаметр которых лежит в диапазоне от 0,08 до 7,0 мкм. Распределение пор в отличие от поверхности ПЭО-Ti носит бимодальный характер с основным максимумом в районе 1,05 мкм и сопутствующим максимумом вблизи 2,45 мкм.

Микротвердость по Виккерсу гладкой поверхности титана ВТ1-0 составила 280 HV, поверхности, модифицированной методом ПЭО-Ti, — 400–800 HV, ПЭО-Са — 360–480 HV.

Результаты in vivo имплантации и остеоинтеграции. После операции дентальной имплантации раны у всех животных заживали первичным натяжением. Отторжения и потери имплантатов не происходило в течение всего периода наблюдения. При заборе костной ткани с имплантатами на микроКТ-исследование отмечено, что все установленные имплантаты были погружены в костную ткань, оголенных частей не обнаружено (рис. 4).

Рис. 4. Визуализация данных микроКТ-исследования в программе DataViewer, мультипланарная реформация Оранжевый цвет — кортикальная кость в области шейки и апекса имплантата, фиолетовый цвет — губчатая кость в области тела имплантата

В табл. 2 представлены занимаемый вновь образованной костной тканью объем окружающей имплантат области (percent bone volume, BV/TV, %) и костно-имплантатный контакт (bone-to-implant contact, BIC, %).

Таблица 2. Максимальные значения исследуемых показателей

Обсуждение

Заживление кости вокруг зубных имплантатов происходит по схеме внутримембранного остеогенеза с формированием в первую очередь грубоволокнистой кости, за которым затем следует ремоделирование и формирование структурированной трабекулярной и компактной костей. Вновь образованная кость обнаруживается на поверхности имплантата примерно через 1 нед после его установки. Прежде всего это наблюдается в области трабекулярной кости, позже — в компактной кости. Дальнейшее ремоделирование костной ткани начинается между 6-й и 12-й неделями и затем продолжается в течение всей жизни под действием функциональной нагрузки. Ремоделирование кости на поверхности имплантата представляет собой процесс частичной резорбции и параллельного образования нового соединения кости и имплантата. Модификации поверхности, создающие микрошероховатость имплантатов, ускоряют процесс остеоинтеграции титановых имплантатов, что было продемонстрировано в многочисленных экспериментах на животных [9, 10, 15–17].

Основные параметры поверхности ДИ, влияющие на остеоинтеграцию, — это характер шероховатости (топография) и химический состав. Хотя данные параметры часто обсуждаются независимо друг от друга, они практически неразделимы. Современные, хорошо документированные системы имплантатов с микрошероховатыми поверхностями демонстрируют высокие показатели долгосрочной выживаемости [18]. К микрошероховатости относят размеры пор в пределах 1–10 мкм. Этот диапазон шероховатости максимизирует сцепление минерализованной кости с поверхностью имплантата [15, 16, 19]. S. Hansson и M. Norton [8] предположили, что идеальная поверхность имплантата должна иметь полусферические ямки диаметром и глубиной примерно от 1 до 5 мкм и представлять собой идеальный топографический рельеф, способный противостоять силе сдвига на границе раздела кость–имплантат.

Плазменное электролитическое оксидирование — перспективный отечественный вид обработки поверхности ДИ, разработанный ООО «Бета-Тех Медицина» (Сколково, Россия) — обеспечивает высокий уровень чистоты поверхности этих имплантатов и их хорошие остеоинтегративные свойства. В процессе обработки на поверхности титана образовывается химически сцепленное с металлической основой твердое оксидно-керамическое покрытие пористой структуры. Покрытие содержит 41,66% (по атомному составу) титана из самого материала имплантатов, что и обеспечивает превосходное сцепление с поверхностью. Дополнительно покрытие легируется атомами кальция и фосфора для наиболее полной имитации структуры естественной костной ткани. В процессе обработки поверхности легирующие ионы попадают в покрытие из электролита оксидирования и распределяются равномерно по всему объему покрытия.

Как показывают результаты нашего исследования, распределение пор по поверхности изученных нами имплантатов, покрытых по технологии ПЭО в двух видах электролитов, находится в диапазоне оптимального размера для обеспечения остеоинтеграции — 0,8–7,0 мкм. Однако полученные имплантаты отличаются распределением пор разного размера по поверхности. Так, поверхность ПЭО-Ti обладает мономодальным распределением размеров пор с максимумом вблизи 0,23 мкм. Поверхность ПЭО-Са имеет бимодальный характер с основным максимумом распределения в районе 1,05 мкм и сопутствующим максимумом распределения вблизи 2,45 мкм. Колебание размеров выявлено в широких пределах — от 0,8 до 7,0 мкм. Сходные результаты морфологии поверхности, сформированной ПЭО, продемонстрированы в работе S. Kyrylenko и соавт. [20].

Результаты микроКТ-исследования продемонстрировали различные показатели вновь образованного объема костной ткани, окружающей имплантат (BV/TV, %), и костно-имплантатного контакта (BIC, %). Так, к 14-м суткам BV/TV вокруг имплантата ПЭО-Са составил 52,6% против 46,9% у имплантата ПЭО-Тi. К 30-м суткам этот показатель уменьшался более чем в 2 раза в обоих случаях и повторно возрастал к концу 2-го месяца, составляя 32,9 и 32,6% соответственно. Показатель BIC (%) к 14-м суткам вокруг имплантата ПЭО-Са составил 46,2% против 52,4% у имплантата ПЭО-Тi. К 30-м суткам этот показатель также уменьшался в обоих случаях и повторно возрастал к концу 2-го месяца, достигая близких значений к показаниям 15-го дня — 42,4 и 49,8% соответственно. Согласно данным A. Jemat и соавт. [17], более грубая поверхность может способствовать более быстрому прикреплению и пролиферации остеогенных клеток. Следует отметить, что аналогичные показатели для фрезерованного (гладкого) имплантата к концу 2-го месяца составили: BV/TV — 20% и BIC — 25%.

Дальнейшие гистологические исследования позволят выявить характер гистологического взаимодействия костной ткани с поверхностью имплантатов, модифицированных с помощью двух видов ПЭО.

Ряд исследователей продемонстрировали, что ПЭО-покрытия в сочетании с определенными материалами, включая трикальцийфосфат, проявляют биоактивные свойства [21]. Известно, что пористые структуры нанометрового масштаба индуцируют остео­интеграцию [22–24], что может объяснить, почему покрытия из ПЭО проявляют хорошую биологическую активность in vivo без каких-либо других модификаций. Более того, поскольку керамическое покрытие «выращивается» на поверхности имплантата, его трудно отделить от титановой подложки; оно обеспечивает превосходную стабильность на границе раздела кость–имплантат и надежную изоляцию основного сплава имплантата [25].

Потенциальные биоактивные свойства поверхности имплантатов, сформированной методом ПЭО, вызывают интерес. Поэтому такие имплантаты исследуют в заведомо усложненных условиях — при остеопорозе. В работе T.O.B. Polo и соавт. [26] удалось продемонстрировать, что имплантаты с покрытием ПЭО в сочетании с ионами кальция и фосфора, установленные крысам с индуцированным остеопорозом и костями низкого качества, благоприятствовали формированию кости и демонстрировали высокие уровни созревания кости вокруг имплантатов. Особенно интересны сравнительные результаты исследований остеоинтеграции имплантатов с поверхностью ПЭО и имплантатов с наиболее распространенным видом модификации поверхности пескоструйным методом и двойным кислотным травлением (SLA). В работе G.A.C. Momesso и соавт. [27] компьютерная микротомография, конфокальная микроскопия и данные анамнеза показали сходство между поверхностями SLA и ПЭО с тенденцией к превосходству ПЭО у животных с индуцированным остеопорозом.

Таким образом, показано, что поверхности ПЭО при любых вариантах обработки демонстрируют высокие остеоинтегративные свойства и перспективны для применения при остеопорозе.

Заключение

Проведенные лабораторные и in vivo исследования свидетельствуют, что ПЭО является перспективным методом обработки дентальных имплантатов. Полученные поверхности разных видов (ПЭО с Са и Ti) обладают высокой чистотой и оптимальной микрошероховатостью для остеоинтеграции: ПЭО-Тi — от 0,1 до 3,0 мкм, ПЭО-Са — 0,08 до 7,0 мкм. Оба рассмотренных вида обработки ПЭО продемонстрировали сходный отстеоинтегративный потенциал, тем не менее поверхность ПЭО-Са, очевидно благодаря наличию кальция в ее составе, показала лучший контакт с окружающей костной тканью (49,8%), чем ПЭО-Тi (42,4%).

Финансирование исследования. Авторы заявляют об отсутствии внешнего финансирования.

Конфликт интересов. У авторов нет конфликтов интересов.