SEMMELWEIS EGYETEM DOKTORI ISKOLA. Ph.D. értekezések. hanyadik JOÓB FANCSALY ÁRPÁD

Átírás

1 SEMMELWEIS EGYETEM DOKTORI ISKOLA Ph.D. értekezések hanyadik JOÓB FANCSALY ÁRPÁD Fogorvostudományi kutatások címu program Programvezeto: Dr. Fazekas Árpád, egyetemi tanár Témavezeto: Dr. Divinyi Tamás, egyetemi tanár 1

2 Ph. D. értekezés Fogászati implantátumok felületi morfológiájának vizsgálata Készítette: dr. Joób Fancsaly Árpád Témavezeto: Dr. Divinyi Tamás egyetemi tanár, med.habil. Budapest

3 Szüleimnek, családomnak, kollégáimnak, barátaimnak ajánlom Senki nem kérdezte akarsz-e megszületni És a távozásról is más fog dönteni. De a közte lévo ido a Te kezedben van! Ne hagyd veszendobe menni 3

4 1. TARTALOMJEGYZÉK 1. TARTALOMJEGYZÉK 2. BEVEZETÉS 3. IRODALMI ÖSSZEFOGLALÓ 3.1 A csontintegráció fogalma és feltételei A biokompatibilitás A titán A titán oxid A szövetek reakciója a titánra 3.2 Gingivális zárás 3.3 Optimális terhelés, eroátvitel 3.4 A mutéti technika 3.5 A gazdaszervezet állapota 3.6 Az implantátum felületének szerepe a csontintegrációban A felületi tisztaság A felületi morfológia A felületi érdességet létrehozó technológiai eljárások Plazmaszórás (TPS) Bioaktív anyaggal történo bevonás Anódos oxidációval eloállított titán-oxiddal (kristályos TiO 2 ) történo bevonás Titán-oxiddal történo bevonás Savval maratás Polírozás Esztergálás Homokfúvás Lézeres felületkezelés Homokfúvás és a savazás kombinált használata (SLA) 3.7 A felületi morfológia vizsgálati módszerei In vitro vizsgálatok mechanikai módszerekkel 4

5 MCP (Mechanical Contact Profilometer) In vitro vizsgálatok felületanalitikai (optikai) módszerekkel XPS (X-ray Photoelectron Spectroscopy) AES (Auger Electron Spectroscopy) SIMS (Secondary Ion Mass Spectrometry) SEM (Scanning Electron Microscope) Top Scan 3D In vitro vizsgálatok mechanikai és felületanalitikai (optikai) módszerek kombinációjával AFM (Atomic Force Microscope) In vivo vizsgálatok állatkísérletes módszerekkel Push-out teszt Removal torque teszt 3.8 A befogadó csontszövet szerkezeti sajátosságai A csontszövet szerkezete A csontszövet fejlodése és növekedése 3.9 Implantációt követo csontintegráció élettani fázisai 4. CÉLKITUZÉSEK 5. ANYAG ÉS MÓDSZER 5.1 IN VITRO VIZSGÁLATOK Mikromorfológiai vizsgálatok SEM segítségével Nanomorfológiai vizsgálatok AFM segítségével Felület anyag-összetételi vizsgálatok XPS segítségével Hisztológiai, hisztomorfometriai vizsgálatok 5.2 IN VIVO VIZSGÁLATOK Kihajtási forgatónyomaték (removal torque) mérése állatkísérletekben, véletlenszeruen választott felületi morfológia esetében Kihajtási forgatónyomaték (removal torque) mérése állatkísérletekben, különbözo lézeresen felületkezelt morfológia esetében 5

6 6. EREDMÉNYEK 6.1 IN VITRO VIZSGÁLATOK Mikromorfológiai vizsgálatok SEM segítségével Nanomorfológiai vizsgálatok AFM segítségével Felület anyag-összetételi vizsgálatok XPS segítségével Hisztológiai, hisztomorfometriai vizsgálatok 6.2 IN VIVO VIZSGÁLATOK Kihajtási forgatónyomaték (removal torque) mérése állatkísérletekben, véletlenszeruen választott felületi morfológia esetében Kihajtási forgatónyomaték (removal torque) mérése állatkísérletekben, különbözo lézeresen felületkezelt morfológia esetében 7. MEGBESZÉLÉS 7.1 IN VITRO VIZSGÁLATOK Mikromorfológiai vizsgálatok SEM segítségével Nanomorfológiai vizsgálatok AFM segítségével Felület anyag-összetételi vizsgálatok XPS segítségével Hisztológiai, hisztomorfometriai vizsgálatok 7.2 IN VIVO VIZSGÁLATOK Kihajtási forgatónyomaték (removal torque) mérése állatkísérletekben, véletlenszeruen választott felületi morfológia esetében Kihajtási forgatónyomaték (removal torque) mérése állatkísérletekben, különbözo lézeresen felületkezelt morfológia esetében 8. KÖSZÖNETNYILVÁNÍTÁS 9. IRODALOMJEGYZÉK 10. AZ ÉRTEKEZÉS TÉMAKÖRÉBEN MEGJELENT KÖZLEMÉNYEK 10.1 KÖZLEMÉNYEK 10.2 IDÉZHETO ABSZTRAKTOK 10.3 A TÉMAKÖRBEN ELHANGZOTT ELOADÁSOK 6

7 11. ÖSSZEFOGLALÁS 11.1 MAGYAR NYELVU ÖSSZEFOGLALÓ 11.2 ANGOL NYELVU ÖSSZEFOGLALÓ 12. HELYESIRÁS, IRODALMI REFERENCIÁK 7

8 2. Bevezetés Korunkban a harmadik évezred elején az orvostudomány általános fejlodésének köszönhetoen a legtöbb betegséggel szemben sikeresen felvettük a harcot, melynek eredményeképpen az emberi élettartam meghosszabbodott és a betegségek többsége is csak életünk utolsó szakaszában jelentkezik. Ennek ellenére megfigyelheto az a negatív jelenség, melyet a fogorvostudomány statisztikája regisztrál, miszerint manapság is egyre nagyobb mértékben és egyre fiatalabb korban jelentkezik a foghiány. A hazai lakosság foghiányát a szurovizsgálatok alapján millióra becsülik (Fejérdy,Fábián,Lindesz, 1989). Ez, a szinte megoldhatatlan feladatot jelento számadat, a mennyiség mellett felhívja a figyelmünket a jövoben, a modern fogpótlási módszerek irányában egyre növekvo igény lehetoségére is. A fogászati implantológia, hazánkban is egyre inkább bekerül az általános fogorvosi gyakorlatba. A fogorvostudománynak olyan összetett szakterületévé vált, amely a fogatlan páciens rehabilitációja érdekében a sebészi és a protetikai eljárásokat összekapcsoltan alkalmazza. A fogbeültetést nem a hagyományos protetikát helyettesíto, hanem azt kiegészíto eljárásnak tekintjük és a megfelelo szakmai szabályok betartása esetén a stomatológia rutin eljárásai közé sorolhatjuk (Divinyi, 1998) Az implantátum és a csontszövet optimális kapcsolatának a kérdése a modern implantológia filozófiájának az alapja. A csontba behelyezett implantátumok funkcionális értéke a csontintegráció stabilitásában rejlik. A csontintegráció fogalmát eloször egy svéd professzor (Brånemark, 1977) fogalmazta meg. A fogalom szerinte szövettani diagnózis, amely a terhelt implantátum és a csontszövet direkt, kötoszövet nélküli kapcsolatát jelenti, fénymikroszkópos szinten. A további csontintegrációs kutatások a kapcsolat lehetoségét nemcsak fénymikroszkópos, de ultrastrukturális szinten is bizonyították (Albrektsson, 1983, Hansson, 1983). 8

9 A csontintegráció olyan dinamikus biológiai kapcsolatot jelent a csontszövet és az implantátum között, amely lehetové teszi a rágóero átvitelét, az implantátum teljes felületén keresztül, a mechanikailag megfelelo szilárdságú támasztószövetre. Bár a tudományos vizsgálatok sok érdekes adattal szolgáltak a csontintegráció biológiájáról, a pontos molekuláris szintu sejtreakciók sok részlete még tisztázatlan. A kezdeti sejtreakciók területe az implantátum és a környezo csont határzónájára esik. Az itt végbemeno élettani folyamatok szempontjából nagyon fontos kérdés az implantátum felületi struktúrája, morfológiája. Morfológiai vizsgálatok az implantológiai kutatások kiemelten fontos területévé váltak a világ minden területén. Számos kutató keresi az ideális felületi morfológiát, kutatják a felületi elemek nagyságára, formájára, suruségére vonatkozó kérdéseket, kísérleteznek újabb és újabb felület kialakítási módszerekkel, annak a célnak az érdekében, hogy minél tökéletesebb csontintegrációt tudjanak biztosítani a klinikai gyakorlatban. A fogorvos társadalom azon része, aki gyakorlatban is foglalkozik az implantológiával, szeretné a beültetést követo csontosodási idot lerövidíteni anélkül, hogy ez a sikerességet rontaná. Tehát a kutatásoknak nem csak elméleti, hanem gyakorlati fontossága is növeli a téma iránti érdeklodést. A fenti megfontolások alapján jelen dolgozat tárgya azon in vitro és in vivo körülmények között végrehajtott vizsgálataink eredményeinek tárgyalása, amelyekkel szerettünk volna közelebb jutni a legmegfelelobb felületi morfológia kialakításának lehetoségéhez. 9

10 3. Irodalmi összefoglaló 3.1 A csontintegráció fogalma és feltételei A körszimmetrikus titán implantátumok teljes enossealis felületükön közvetlenül érintkeznek a csontszövettel. Ez az alapfeltétele a csontintegrációnak, melynek fogalmát Brånemark hetvenes évek második felében foglalta össze az irodalomban (Brånemark, 1977). Véleménye szerint a csontintegráció szövettani diagnózis, amely a terhelt implantátum és a csontszövet direkt, kötoszövetes réteg nélküli optimális kapcsolatát jelenti, fénymikroszkópos szinten. A csontintegráció kérdésével már korábban is foglalkoztak, egyes szerzok (Collins, 1954) már az ötvenes években felhívták a figyelmet arra, hogy ha egy implantátumot a csontba beültetünk, akkor az nem fog kilökodni. Mások ezt a tényt csak a kerámiákkal kapcsolatban fogadták el (Muster & Champy, 1978), a fémekkel szemben fenntartásaik voltak. A hetvenes évek a csontintegrációs kutatások szempontjából nagyon eredményes idoszaknak nevezheto, hisz a rozsdamentes acélt (Linder & Lundskog, 1975), a vitalliumot (Klawitter & Weinstein, 1974), a tantált (Grundschorbert és mtsai, 1980), a titánt (Brånemark, 1969) egyértelmuen csontintegrációra alkalmas anyagoknak találták. Titán esetében feltételezik, hogy a felületen kialakuló kb.100 Å vastagságú oxidréteg ( TiO, TiO 2, Ti 2 O 3, és Ti 3 O 4 ) megakadályozza a direkt csont-implantátum kapcsolatot. A kialakuló oxidréteg hatására a titán a szövetek közt nem úgy viselkedik, mint egy fém, hanem mint egy kerámia (Albrektsson és mtsai, 1981). Bár a tudományos vizsgálatok sok érdekes adattal szolgáltak a csontintegráció biológiájáról, a pontos, molekuláris szintu sejtreakciónak sok részlete még tisztázatlan. Az csontintegráció létrejöttét, illetve annak mértékét számos tényezo befolyásolhatja, melyek közül kiemelném a legfontosabbnak tartottakat: az implantátum anyaga az implantátum formája aszeptikus, atraumatikus mutéti technika megfelelo idopontban történo protetikai terhelés az implantátum felülete. 10

11 Az implantátum anyaga manapság szinte kizárólag titán és annak ötvözetei. Egyre ritkábban alkalmaznak alumínium-oxid kerámiát (Schulte és mtsai, 1980) és még ritkábban tantált (Plenk és mtsai, 1991). Az implantátum formájával kapcsolatosan a körszimmetrikusak a legelfogadottabbak. Sokan leírták a csavarimplantátum elonyét, a cilindrikussal szemben és ezeknek a használatát javasolják (Siegele és Soltesz, 1986). Sokan vizsgálták az atraumatikus sebészi technika fontosságát, mind in vitro, mind in vivo (Eriksson és Albrektsson, 1983, 1984; Watzek és mtsai, 1985; Donath és Kirsch, 1986). Hangsúlyozzák, hogy a csont preparálásánál a hohatás okozta traumát el kell kerülni. E felismerések alapján határozták meg (Albrektsson és mtsai, 1981) a fogbeültetés sikerességének legfontosabb tényezoit: - biokompatibilitás; - gingivális zárás; - optimális terhelés, eroátvitel; - mutéti technika; - felület tisztasága és morfológiája. Köztük fontossági sorrend nem állítható fel, hiszen mindegyik tényezo együttesen szükséges a sikeres implantációhoz A biokompatibilitás Az orvosi célból, a biológiai rendszerekkel való kölcsönhatás érdekében alkalmazott élettelen anyagok a bioanyagok (European Society for Biomaterials, 1986). A biokompatibilitás az anyagnak azt a tulajdonságát jelöli, amely biztosítja az implantátum és a környezo szövetek közötti fiziológiai kapcsolatot. A biokompatibilitás az implantáció sikerességének egyik alappillére. Idetartozó fogalom a biomechanikai funkcióképesség is, amely azokat a szilárdsági és formaalakíthatósági tulajdonságokat jelenti, amik lehetové teszik a rágóero átvitelét az implantátumra és a környezo szövetekre, azok károsodása nélkül. A biokompatibilitás és a biomechanikai funkcióképesség között érdekes ellentmondás van: ahogy no a biokompatibilitás, úgy romlanak a mechanikai tulajdonságok, és fordítva (ez jól tapasztalható pl. az alumínium-oxid kerámiából készült implantátumok esetében). A biokompatibilis anyaggal szemben támasztott követelmények:? korróziómentesség,? mechanikai szilárdság,? a csontszövethez hasonló rugalmassági együttható, 11

12 ? sterilizálhatóság,? röntgenárnyékot adó képesség,? elektromos semlegesség. Korrózió (az anyag károsodása kémiai, elektrokémiai folyamatok által) során az emberi szövetek közé helyezett anyag felszínébol molekulák válnak le, melyeket a szervezet antigénként kezel, és különbözo típusú szöveti reakciókkal válaszol. A kezdeti reakció a helyi védekezési folyamat, amely a phagocytosis útján megy végbe. A helyi phagocytakapacitás kimerülése után, a fémionok általános szervezeti reakciót, metallózist okozhatnak: a fémmolekulák a vér- és nyirokerek útján továbbjutva, a nyirokcsomókban, a lépben és a csontveloben raktározódhatnak. A bioanyagok közé sorolt fémeknél, ötvözeteknél az anyag felületén stabil oxidréteg keletkezik, ami meggátolja a további fémionok leválását. A fém implantátumok biokompatibilitásáért a felületükön kialakuló stabil oxidréteg a felelos. Az oxidréteg a titán és az oxigénmolekulán kívül más anyagok molekuláit is tartalmazhatja, így eltérhet az implantátumot összességében alkotó kémiai anyag összetételétol. A felületen kialakuló szennyezodés hatására a felületet alkotó felszini réteg legkülso atomrétegének szerkezetében történik változás. Az anyag és az okozott szöveti reakció szerint az implantátumok anyagai biokompatibilitásuk alapján három csoportba sorolhatók (Osborn, 1979): bioinert, bioaktív és biotoleráns anyagok. 1. táblázat: A bioanyagok felosztása Biotoleráns anyagok Bioinert anyagok Bioaktív anyagok Acélötvözetek Co-Cr-Mo-ötvözetek (Vitallium) Muanyagok Titán, Tantál, Nióbium Hidroxil-apatit Alumínium-oxid kerámia Szénvegyületek Trikalcium-foszfát Bioüveg 12

13 a) Biotoleráns anyagok Idetartoznak az acélötvözetek, vitallium, muanyagok stb. Jellemzo, hogy az implantátumokat különbözo vastagságú kötoszövet veszi körül az élo szövetben. Fogászati implantátumok készítésére nem alkalmasak. Történelmi jelentosége van a Co-Cr-Mo tartalmú ötvözetnek, melyet eloször Vitallium név alatt használtak implantációra. Ez az anyag subperiostealis implantátumok készítésére volt alkalmas, de enossealisra nem. b) Bioinert anyagok A fogászati implantátumok legnagyobb hányada ebbe a csoportba tartozik. A fémek felületén keletkezo stabil oxidréteg korróziómentességet eredményez, de nincs toxikus hatásuk, pl.: titán, tantál, alumínium-oxid kerámia, szénvegyületek stb. Ezen anyagok implantológiai felhasználását mechanikai tulajdonságaik határozzák meg. A titán ma az implantológiában a legáltalánosabban használt bioinert fém. c) Bioaktív anyagok Az implantátum és a csontszövet direkt mechanikai és kémiai kapcsolatot alkot. Sajnos alacsony mechanikai szilárdságuk miatt implantátumok készítésére önmagukban nem alkalmasak. Pl.: hidroxil-apatit, trikalcium-foszfát, bioüveg, stb. Kémiai összetételükben nagyban hasonlítanak az emberi csontszövet anorganikus összetételéhez és feltételezzük, hogy ennek a ténynek a következménye az implantátum anyagának bizonyos fokú degradációja az implantátum és csontszövet határzónájában. Éppen ezért az implantátumoknak a felületi morfológiát kialakító rétegeként korlátozott mértékben számíthatunk ezekre az anyagokra. A jó biológiai tulajdonságuk miatt leggyakrabban a csontpótlás különbözo formáiban alkalmazzák Titán Napjainkban a legáltalánosabban használt fém az implantológiában. A titán a csontszövethez való affinitásának felfedezése Brånemark nevéhez fuzodik, aki a modern implantológia megalapítója és elsosorban csontélettani kutatásokkal foglalkozott. Fogászati implantátumok céljára a titánt alkalmazzák tiszta fém (cpti) és ötvözetei formájában. A leggyakoribb titánötvözet a TiAl 6 V 4, amely 6 tomeg% alumíniumot és 4 tomeg% vanádiumot tartalmaz. Az ötvözo fémek az anyag mechanikai tulajdonságait javítják. 13

14 A tiszta fém azonban korrózióállóbbnak tunik, mint az ötvözetei, és éppen ezért a csontintegrációs képessége is lényegesen jobb (Johansson és mtsai, 1998). A titán jó mechanikai tulajdonságai és alacsony surusége (4,51 kg/m 3 ) lehetové teszik a gracilis, részleteiben megmunkált enossealis implantátumok készítését. Megmunkálása hidegeljárásokkal történik, mert öntése a magas olvadáspontja (1660 o C) és oxigénérzékenysége miatt csak különleges technológiával lehetséges. 2. táblázat: A titán tulajdonságai, jellemzoi Rendszám 22 Suruség 4,51 kg/m³ Forráspont o C Elektromos fajlagos ellenállás 4,2-5,5 x 10?7 Om Hovezeto-képesség W / m o C Rugalmassági állandó (Young-modulus) 1,03-1,24 x 107 N/m 2 A periodikus táblázatban 22-es rendszámmal szereplo titán az ún. átmeneti fémekhez tartozik, ami azt jelenti, hogy köztes állapotot képvisel a nemes-, és nem nemes fémek között. A titánnak részlegesen, idoszakosan, míg a nemes fémeknek állandóan, a nem nemes fémeknek pedig soha nincs betöltve az ún. d-héj. Ez az átmeneti állapot kölcsönöz a titánnak rendkívüli kémiai nyitottságot és jó felszíni tulajdonságokat. A titánnak a metallózisát az irodalomban több helyen leírták (Spiekermann, 1994), és klinikai megfigyelések alapján beszámoltak a regionális nyirokcsomókban eloforduló titán partikulumokról, de betegséget okozó tényezoként, toxikus és allergiát okozó anyagként nem tudták kimutatni (Fallschüssel, 1995; Schliephake és mtsai, 1989). A fémek e csoportjának (átmeneti) így a titánnak is a felületén egy kémiailag stabil oxidréteg jön létre. Ez okozza a titán kiváló kémiai és biológiai tulajdonságait A titán oxid A titán felszínén leggyakrabban megtalálható, termodinamikailag stabil oxidok: a Ti 2 O, Ti 2 O 3, és a TiO. 14

15 A titán felületén kialakuló titán-oxid az egyik legellenállóbb anyag a Földön (Hopp és mtsa, 1996; Lausmaa, 1991; Wintermantel, 1996). Ha a tiszta titán (cpti) felszíne valamilyen behatás következtében sérül, és kapcsolatba kerül a légkörrel, akkor nanoszekundum alatt kialakul a felszínen egy passzív Å vastagságú titán-oxid réteg (Wataha, 1996). A víz OH formában történo megkötése negatív töltésu titán felszínt eredményez, amely úgy viselkedik, mint egy negatív töltésu sejtmembrán. Felvesz a felszínére pozitív töltésu kalciumionokat, amelyek kötésbe lépnek glükózaminoglikánokkal (GAG). A glükozaminoglikánok (GAG) a csontban, legnagyobb mennyiségben eloforduló proteoglikánok. Kísérletekkel igazolt tény, hogy a titán a kalcium vizes oldatába mártva 60%-kal több proteoglikánt vesz fel, mint a vizes közegbol (Collis és mtsai, 1992; Klinger és mtsai, 1998). A proteoglikánok felvételét szérum fehérje adszorpciója követi. Ennek a rétegnek a vastagsága a csontintegrált implantátum körül Å. A fehérjék kollagénszálak segítségével kapcsolódnak a csontsejtekhez. Az implantátum és a csontsejtek között kialakuló réteget (víz-ca ion-gagszérumprotein-kollagén) nevezzük ún. interface-zónának. A határfelületi (interface) rétegtol elvárjuk, hogy a kialakulása ne befolyásolja a tömbianyag (bulk) tulajdonságait; kémiai, elektromos, mechanikus, és termikus igénybevételnek ellenálljon és idoben állandó tulajdonsággal rendelkezzen (Szabó és mtsai, 1994). Puleo és Nanci részletesen beszámoltak a csont és implantátum közötti határfelületi réteg fizikai, kémiai, morfológiai és biokémiai tulajdonságáról (Puleo és mtsa, 1999). A hidratáció lehetové teszi a nagyobb molekulájú fehérjék megkötését, végso soron a csontszövet fehérjestruktúráinak kapcsolódását. Az, hogy az adott anyag milyen mértékben képes a felületén megkötni a fehérjemolekulákat, a felületi feszültséggel jellemezheto. Minél nagyobb a felületi feszültség, annál nagyobb a fehérjemegköto képesség. A felületi szennyezodések csökkentik a felületi feszültséget, ezáltal rontják a bioadhéziót. A felületi titán oxid felelos a titán biokompatibilitásáért, azáltal hogy megakadályozza a fém korrózióját. A réteg vastagsága 2 6 nanométer. Mosser és mtsainak vizsgálatai értékes adatokat szolgáltatnak a szervezet és az implantátum között végbemeno kémiai reakciókról; több év után eltávolított titánimplantátum felületén a kezdeti 5nm (=50Å) vastagságú spontán oxidréteg 5 év múlva 200nm (2000 Å) vastagságúra növekedett (Mosser és mtsai, 1992). 15

16 Az oxidréteg a titánon és az oxigénen kívül más anyagok atomjait is tartalmazhatja, így eltérhet az implantátumot összességében alkotó kémiai anyag összetételétol (Taborelli és mtsai, 1997). Az anyagösszetétel változása a legkülso atomrétegek vonatkozásában jelentkezhet, mint a felület szennyezodésének következménye (Uitto és mtsai, 1997). Bár az oxidréteg kialakulása hasonló módon megy végbe a tiszta titán (cpti) és annak ötvözete (TiAl 6 V 4 ) felületén, annak vastagsága mégsem lesz hasonló. Kutatások (Keller és mtsai, 1990) beszámoltak arról, hogy az ötvözetek felületén vastagabb az oxidréteg, mint a tiszta titán felületén, de nem találtak ennek megfelelo biológiai következményt. A titán felületén hétféle oxidréteg alakulhat ki (Young és mtsai, 2001), de a titán oxidjai közül a leggyakoribb és a legstabilabb a TiO 2, míg a TiO és a Ti 2 O 3 jóval ritkább. A titán dioxid technológiailag fontos és sokoldalú anyag; igen stabil, háromféle kristálymódosulata létezik: rutil, anatáz és brookit, melyek közül a rutil a legstabilabb termodinamikailag (Kofstad, 1972) A szövetek reakciója a titánra A titán egyik legsikeresebb alkalmazási területe a fogászati implantológia, ahol már régóta használják jó eredménnyel. Az implantátum anyagának a felszínén, annak monomolekuláris rétege és a környezet molekulái között különbözo mértéku potenciálkülönbség van. Ezt nevezzük elektrokinetikus vagy zétapotenciálnak, amelyet egyebek között meghatároz az implantátum felületén lévo molekulák töltése (Eriksson, 1985). Ezen molekulák töltését az anyag felületi feszültségének vagy felületi energiájának nevezzük. A különbözo anyagoknak más és más a felületi feszültsége. Az alacsony feszültségu anyagok hidrofób, a magasabb feszültséguek hidrofil tulajdonsággal rendelkeznek. A felületi feszültség felelos a bioadhézióért, amellyel az anyag más molekulákat köt a felületéhez (Baier és mtsai, 1984). A fémek, fémötvözetek, kerámiák, felületi energiája magas, ez indukálja a molekuláris folyamatot. A bioadhézió a vízmolekulák megkötésével kezdodik, amelyek különbözo eroséggel kötodnek a felszínhez. A hidratáció egyéb molekulák (Na, Ca, Cl, foszfátok stb.), majd késobb a fehérjék kötödését is jelenti. Ezeknek a biomolekuláknak a kötodése biztosítja azt a glikoprotein alapréteget, amelyhez a csontszövet fehérjestruktúrái kapcsolódnak. Tehát a bioanyagok felületi energiájuk segítségével kondícionálódnak a fehérjék kötodésére. A kondícionálás egyik lényeges eleme a vérrel, szérumproteinnel történo érintkezés. 16

17 Másik fontos tényezo a felület tisztasága, mert idegen atomok ronthatják a felületi feszültség értékét (Baier és mtsai, 1984; Kasemo és mtsa, 1988) Gingivális zárás A gingivális zárás a biokompatibilitás mellett, az implantáció sikerességének másik alappillére. A csontintegráció épségének megorzésében fontos szerepe van, ennek az mikrométer vastagságú kötoszövetes, cirkuláris mandzsettának, mely az implantátumnak a csont feletti, de a nyálkahártya alatti részén helyezkedik el. Az implantátum felületéhez feszes gingiva esetén kötoszöveti rostok kapcsolódnak, mely létrejöttét az implantátum nagy felületi feszültsége elosegíti. A rostok az implantátum felszínével párhuzamosan és arra merolegesen futnak, és így tökéletes zárást biztosítanak, mely hasonló a természetes fogak biológiai zárásához. A hámtapadás a kötoszövetes zárásra épül és azzal együtt jön létre. A hámsejtek a hemidezmoszómák segítségével kapcsolódnak az implantátum felületéhez. A gingivális zárás megakadályozza a szájüregi baktériumok bejutását a szövetek közé és meggátolja a hám apikális irányba történo vándorlását (Divinyi, 1998). A fogak körül kialakuló természetes nyálkahártya esztétikája az egészséges parodontális kötoszövet vertikális dimenziójának a függvénye, melyet az angol és német irodalomban biológiai szélességnek neveznek (Hermann és mtsai, 2000, 2001). Hermann és mtsai hisztomorfometriás vizsgálataikban igazolták, hogy az ún. biológiai szélességet az implantátum korai terhelése és az implantátum egy vagy kétrészes mivolta nagyban befolyásolja (Hermann és mtsai, 2000, 2001) Terhelés eroátvitel Az eroátvitel az implantáció sikerességének harmadik alappillére. A csontszövet és az implantátum között kialakult direkt kapcsolat esetén (csontintegráció) a rágóerot az implantátum teljes endostruktúráján keresztül át lehet vinni a csontra. Azonban nem mindegy, hogy az implantátumot milyen nagyságú és milyen irányú erohatások érik. 17

18 Optimális az erohatás, ha a rágóero vertikális komponense fiziológiás mértékben éri az implantátumot (protetikai terhelés). A fiziológiásnál nagyobb erohatás káros, mert a túlterhelés következtében csontlebontódást okoz. A természetes fogaknál a rágást, a terhelést a parodontiumban lévo idegvégzodéseken keresztül reflexek szabályozzák. Ez a szenzoros visszacsatolás az implantátumok esetében hiányzik, ezért a terhelést szabályozó reflexek nem muködnek. Megfigyelések szerint az implantátum különösen az elso évben érzékeny a traumás megterhelésre (Divinyi, 1998). A csontszövet átépüléssel alkalmazkodik a fiziológiás terheléshez (funkcionális csontátépülés). Ez az implantátumok esetében is így van és a csontszövet átépülési alkalmazkodásának eredménye a befejezett osszifikáció. A protetikai felépítmény megtervezése (a fogpótlások száma és típusa) megelozi a mutéti fázist. A tervezésben segítséget nyújthat a diagnosztikus modell (tanulmányi minta), esetleg diagnosztikus fogsor alkalmazása is. Protetikai szempontból fontos az optimális biomechanika és az esztétikai viszonyok. Alapszabály, hogy: az exo + szuprastruktúra / az endostruktúra aránya kisebb legyen 1-nél, vagyis az endostruktúra mérete mindig nagyobb legyen a felépítménynél. Ennek, a fellépo forgatónyomaték (az implantátum tengelyétol eltéro irányú erok hatásakor keletkezik és a test forgatására irányul) nagyságának szempontjából van jelentosége. A kompenzálatlan forgatónyomaték a felépítmény károsodásához vezet. A traumás occlusio és a tengelyiránytól eltéro terhelés csontlebontódáshoz vezet, ezért célszeru az implantátumot infraocclusioba hozni, oldalirányú állkapocsmozgás esetén pedig maximum csoportvezetésben vehet részt (Divinyi, 2002) Mutéti technika A körszimmetrikus implantátumok mutéti technikája lehet egy- és kétfázisú. Az elso fázis során történik az implantátum endostruktúrájának behelyezése a csontba (elofúró, tágítófúró és süllyesztofúró segítségével, melyek lehetové teszik az implantátum pontos csontágyának kialakítását), a gyógyulási csavar behelyezése, valamint a seb zárása varratokkal. 18

19 A második fázis során, a gyógyulási ido leteltét követoen, kerül sor az implantátum felszabadítására, majd a transgingivalis csavar behelyezése a nyálkahártya gyógyulási idejére, végül a protetikai terhelés folyamata. A kétfázisú mutéti technika biztosítja az implantátum terheletlenségét, mozgásmentességét, és így az optimális gyógyulás feltételeit. A csontintegráció létrejöttének feltétele az aszeptikus, atraumatikus mutét. A termikus károsodás elkerülése érdekében a fúrókat és így a mutéti területet fiziológiás sóoldattal kell huteni (Divinyi, 1998, Vajdovich, 2002) A gazdaszervezet állapota Ép, megfelelo vastagságú csont szükséges, valamint az egész szervezet jó általános állapota. Vannak olyan állapotok, betegségek, melyek fennállása esetén az implantációt nem lehet elvégezni. A fogászati implantáció kontraindikációit képezo okok lehetnek a szájüregre vonatkozó helyi és a szervezet egészére vonatkozó általános problémák. Mindkét csoporton belül megtalálhatóak azok az elváltozások, betegségek vagy kóros állapotok, amelyek miatt csak átmenetileg, illetve azok, amelyek miatt véglegesen le kell mondani a beültetésrol. Okok között szerepel a nem kezelt diabetes mellitus, csontanyagcsere zavarok, immunhiányos állapot, rossz szájhigiénia, antikoaguláns kezelés, alkoholizmus, krónikus nyálkahártyabetegségek (Divinyi, 1998; Vajdovich, 2002) Implantátum felületének szerepe a csontintegrációban A nyolcvanas évek elejétol a fogászati implantátumok felületének vizsgálata, új felületkezelési eljárások kidolgozása és azok hosszú távú eredményességének megfigyelése az implantológiai kutatások középpontjába kerültek. A felületkutatás lehetoségei minoségileg megváltoztak, amikor foleg fizikai módszerekkel, lehetové és széles körben alkalmazhatóvá vált az összetétel, az atomelrendezodés, az elektronszerkezet, a kémiai kötés és számos más jellemzo nagyérzékenységu, nagy felbontóképességu mérése (Giber és mtsai, 1987). Számos szerzo leírta (Kasemo és mtsai, 1988), hogy a felület kialakítása fontos az implantátum élettartama szempontjából. Ezért a felületkezelési eljárásoknak nagy szerepe van az implantológiában. 19

20 A felület változásainak pontos biológiai értéke nehezen prognosztizálható, de az biztos, hogy befolyásolja a szöveti gyógyulást, a sikerességet, az oszteoblaszt proliferációt a sejtek fenotipusának megváltoztatásával, azoknak a differenciálódását (Swartz és mtsai, 1997) és a hormonok hatására a csontsejt választ is (Boyan és mtsai, 1998). Ha a felület szerepét vizsgáljuk a csontintegrációban akkor az itt végbemeno élettani folyamatok szempontjából az implantátum felületének két fontos tulajdonságát kell kiemelnünk: a felület tisztaságát és a felület morfológiáját A felület tisztasága Az implantátum felületének tisztítása és tisztán tartása, a szennyezodések kialakulásának megakadályozása fontos feladat az implantátumok gyári csomagolásának és piaci megjelenésének a szempontjából. A fém implantátumok tisztítására alkalmazott rutineljárás az ultrahangkádban történo tisztítás, majd autoklávos sterilizálás. Az egyes sterilizálási eljárások, így a nedves goz-, a holég-, a gázsterilezés különbözo szennyezodéseket okozhatnak az implantátum felületén, ami a felületi energia csökkenését eredményezhetik. Érdekes eljárás a gázplazma tisztítás (plasma glow-discharge), ahol az anyag felületét vákuumban, nagy feszültséggel gerjesztett gázmolekulákkal bombázzák. Ezek a nagy energiájú gázmolekulák eltávolítanak a felületrol minden szerves és szervetlen részecskét, így a tisztítással együtt sterilizálnak is (Baier, R.E. és mtsa, 1988). A másik elony ennél az eljárásnál, hogy növelik a felületi energiát (az üveggyöny- és az autokláv-sterilizálás csökkenti, a holég sterilizálás nem változtatja meg a felületi energiát), ami a bioadhézió miatt fontos (Kawahara és mtsai, 1996). A legnagyobb felületi energiát az azonos molekulákból álló réteg biztosítja, idegen atomok ronthatják a felületi feszültség értékét. Az anyagösszetétel változása a legkülso atomrétegek vonatkozásában jelentkezhet, mint a felület szennyezodésének következménye. A felületi szennyezodés eredhet természetesen magából az alapanyagból, de leginkább az implantátumok megmunkálása, kezelése, tárolása során keletkezik. Egyöntetunek látszik a vélemény, hogy a szennyezodések bármilyen formájának negatív biológiai hatása van. Egyes szerzok szerint (Olefjord és Hansson, 1993) a felületi szennyezodés katalizálhatja az oxidációt, így fokozhatja a Ti-ionok kioldódását az implantátumok felületérol. Mások úgy vélik (Uitto és mtsai, 1997), hogy a felület szennyezodése csökkenti az anyag felületi energiáját, amely tulajdonság molekuláris szinten felelos a fehérjéknek a felülethez történo kötodéséért. 20

21 A felületi morfológia A felület mechanikai egyenetlenségei fontos szerepet játszanak a csontsejtekkel való kapcsolatban. Azt már a felületi kutatások hoskorában is leírták, hogy a porózus felületeken, - amelyek a csontszövet benövését lehetové teszik, - a vizsgálatok szerint a csontos regeneráció gyorsabban következik be (Hulbert és mtsai, 1972). Ebben az idoben javasolták, hogy porózusabb felületet hozzanak létre a fogászati implantátumok felületén, mert az növeli a csonthoz való kötodési képességét. Ez a teória azóta már megdolt és tudott, hogy nem a porózitás mértéke, hanem annak minosége befolyásolja a csontintegrációt. A pórusok nagysága szerint meg kell különböztetni makro- és mikroporózitást. Makropórusoknak elsosorban a csontszövettel történo mechanikai kapcsolat kialakításban van szerepük, míg a mikropórusok a felszín 100 mikrométernél kisebb geometriai elemei - a szövetkultúrákkal végzett megfigyelések szerint gyorsítják a csontsejtnek a felületre történo migrációját (Baier és mtsai, 1984, Brunette, D.M., 1988). Ma már tényként tartják számon és számos szerzo bizonyította, hogy az érdesített felület a csontintegráció szempontjából jobb, mint a sima felületi kiképzés (Carlsson és mtsai, 1988; Cohran D.L., 1999; Gaggl és mtsai, 2000; Larsson és mtsai, 1994; Lazzara és mtsai, 1999; Wennerberg és mtsai, 1993,1997). Az implantológiai kutatások során nyitott kérdés maradt az, hogy milyen az ideális felületi morfológia, - mekkora felületi elemek, milyen formájú struktúrák, milyen elhelyezkedése szükséges a tökéletes csontintegrációhoz. Wennerberg és mtsai szerint sok kutató összetéveszti a felület topográfiájának a fogalmát a felület morfológiájának a fogalmával (1. ábra). A felületi topográfia sokkal tágabb fogalom, mert magában foglalja az implantátum formáját mely milliméteres nagyságrendu geometriai alakváltozást jelent -, az implantátum felületének hullámzását mely pár száz mikrométeres nagyságrendet képvisel, és a felület érdességét mely száz mikrométernél kisebb felületi jelenségeket foglal magában (Wennerberg és mtsai, 2000). Manapság egyre nagyobb az érdeklodés a nanométeres nagyságrendu felületi elemek iránt is, mert feltételezheto, hogy a csontintegrációt befolyásoló hatásuk van az ezen tartományba eso morfológiai elemeknek is. 21

22 1. ábra A felszín formája, hullámzása, érdessége A felület morfológiája az érdességének a háromdimenziós megjelenítését jelenti (Albrektsson és mtsai, 1999; Wennerberg és mtsai, 2000). Az irodalomban több mint száz olyan paramétert, mérési jellemzot írtak már le, amivel az egyes felületeket és az azon lévo felületi elemeket számszeruen is jellemezhetjük (Wennerberg és mtsai, 2000). A fogászati implantátumok esetében a leggyakrabban használatos és a leginkább elfogadott paraméterek a következok: az elemek kiemelkedéseinek magasságkülönbségének átlaga, amit Sa értéknek is szokás nevezni (kétdimenziós vizsgálat esetén ugyanezt az értéket Ra-nak jelölik), valamint az elemek hullámhosszának (távolságuk) átlaga, amit Scx nek is neveznek, és végül a kezelt és nem kezelt felszín hányadosa, amit Sdr rel is jelölnek és az ún. hibrid értéknek neveznek. Wennerberg és mtsai szerint és a kutató társadalom által is a leginkább elfogadott vélemény, hogy az ideálisnak mondható felszín paraméterei Sa = 1,4 mikrométer, Scx = 11,6 mikrométer, Sdr = 1,5-ös tartományba esik (Gaggl és mtsai, 2000, Nentwig, G.H.,és mtsai, 1994 ; Wennerberg és mtsai, 1998, Wennerberg és mtsai, 1999, Wennerberg és mtsai, 2000). Az irodalom alapján érdesnek tekintheto az a felszín, ahol a hibridérték nagyobb, mint 2. Közepesen érdes, ha a kapott szám 1 és 2 közé esik, és sima/enyhén érdes, ha kisebb, mint 1 (Albrektsson és mtsa, 1990). Wennerberg és mtsai állatkísérletekkel igazolták, hogy az 1,5-ös hibridérték a legkedvezobb, ebben az esetben tapasztalták a legnagyobb mértéku csontintegrációt (Wennerberg és mtsai, 2000). 22

23 Ezt Lazzara és mtsai. valamint Ivanov humán kísérletekkel is alátámasztotta önkéntes páciensek bevonásával (Lazzara és mtsai, 1999; Ivanov és mtsai, 2001). Az is igazolt tény, hogy az implantátumok csavarmenetén az érdesség nem egyenletes. A menet teteje érdesebb, mint az oldalsó része, és általában érdesebb, mint a menetek közötti mélyedés (Wennerberg és mtsai, 2000). Sokáig vizsgálták azt is, hogy milyen legyen a felületi elemek optimális nagysága. Feltételezték (Wennerberg és mtsai, 1998), hogy a nagyobb méretu kiemelkedések, mivel növelik az összfelületet, jobban elosegítik a csontosodást. Késobb az állatkísérletek és a hisztomorfometriás vizsgálatok során ellentmondásba keveredtek a saját elképzelésükkel. Állatkísérletek során igazolódott, hogy a 25 mikrométer nagyságú alumínium-oxid szemcsével bevont felszín esetében, négy hetes gyógyulási ido után, nagyobb volt az ún. csont-implantátum kapcsolat, mint a 250 mikrométeres szemcsenagyság esetében (Wennerberg és mtsa, 1996). Hisztomorfometriás vizsgálatokkal hasonló eredményeket kaptak, a nagyobb érdesítésu felszínek nem különböztek a kisebb érdesítésuektol csontintegrációs értékeikben. A legjobb eredményeket a 75 mikrométeres nagyságú felület esetében mérték (Wennerberg és mtsai, 1998). Jellemezni lehet a felszín minoségét az ún. BIC (bone-implant contact) értékkel is, amely azt mutatja meg, hogy az implantátum felületének hány százaléka érintkezik közvetlenül a csonttal. Mésztelenítés (dekalcinálás) utáni szövettani metszeteken hisztomorfometriás vizsgálattal lehet kiszámítani a csont implantátum kapcsolatának (BIC) százalékos arányát (Buser, 1999). Megfelelo csontintegráció esetében az alsó állcsonton ez átlagosan 40,7%, míg a felso állcsont esetében csak 37, 2% (Piatelli és mtsai, 1997). A csont implantátum kapcsolatának százalékos arányát nem könnyu meghatározni. A kapott eredmények amiket a különbözo közleményekben olvashatunk meglehetosen széles skálán mozognak. Függ a kísérleti állat fajtájától, az implantátumot befogadó csont anatómiai jellegétol (femur, tibia, állcsontok), a gyógyulási idotol, és az implantátum felületkezelésének módjától (Buser, 1999) A felületi érdességet létrehozó technológiai eljárások Ezek az eljárások a felület 100 mikrométernél kisebb méretu geometriai elemeit eredményezik. 23

24 A csontintegrációval kapcsolatos kutatások kezdetén az a vélemény alakult ki, hogy a felület érdesítésekor tulajdonképpen nagyobb felületen jön létre az implantátum és a csont között a biológiai alapú mechanikus kapcsolat, így az implantátum felülete megsokszorozható. A legújabb kutatások azonban a mikrogeometria jelentoségét nem a felületnövelésben, hanem a csontképzésre gyakorolt hatásban látják (Boyan és mtsai, 1996; Boyan és mtsai, 1998). A létrejövo érdesség a szövetkultúrákból származó megfigyelések szerint gyorsítja a csontsejteknek a felületre történo migrációját. A kutatási eredmények alapján valószínunek látszik, hogy bizonyos felületi mikrogeometriák olyan sejt-fenotípusokat hoznak létre, amelyek könnyebben alakulnak át osteoblastokká. A felületi érdességet létrehozó technológia alapulhat mechanikai megmunkáláson (homokfúvás, plazmaszórás), kémiai reakción (savazás), vagy történhet lézerfény segítségével. A felület átalakításra (az anyagtranszporttól függoen) nagyjából három mód nyílik (Szabó és mtsai, 1994): -anyagfelhordás (pozitív anyagtranszport) -anyageltávolítás (negatív anyagtranszport) -a felületi réteg átalakítása anyagfelhordás és anyageltávolítás nélkül (anyagtranszport mentes eljárás). Anyagfelhordás: talán az egyik legrégebbi eljárás a bevonási módszer, amikor a bevonandó tárgy felületére szilárd anyagot visznek fel, rendszerint nagyon finom por formájában. Ezt a port beégetik, illetve hokezeléssel tömörítik, olyan módon, ahogyan a fémek és a porcelán zománcozását végzik. Ide tartozik a plazmaszórás, a bioanyaggal történo bevonás, az anódos oxidációval eloállított titán-oxiddal (kristályos TiO 2 ) történo felület bevonási eljárások és a hagyományos módon felvitt titán-oxiddal felületkezelt felszín Anyageltávolítás során az implantátum felületérol két különbözo eredetu réteget lehet és kell eltávolítani. Egyrészt a megmunkálás során a mechanikusan és kémiailag kötött szennyezo anyagokat, másrészt szintén a megmunkálás során képzodött felületi deformált részt. Ehhez a felület átalakítási csoporthoz tartozik a savval maratás, polírozás. A harmadik lehetoség az anyagtranszport mentes eljárások, ahol is anyagváltozás a felszínen nincs, csak a kezelések hatására tulajdonságváltozás jön létre. Ide tartozik az esztergálás, a homokfúvás, a lézeres felületkezelés. Az utóbbi pár évben kialakulóban van egy negyedik lehetoség is, amikor is a módszereket kombinálják, az egyes eljárások hátrányait egy másik, utólagos eljárással próbálják kiküszöbölni, ilyen például az ún.: SLA-felszín, ahol az alumínium-oxiddal történo homokfúvást, még egy savazási eljárás is követi (Buser, 1999). 24

25 Anyagfelhordással járó módszerek: Plazmaszórás (TPS) Az eljárás lényege, hogy az implantátum felületén egy bevonatot képeznek, mégpedig úgy, hogy titán-hidrid port visznek fel az implantátum felszínére (Titan Plasma Spray). A technológiához magas homérsékletre van szükség ( Celsius), ugyanis a magas ho (állandó térfogaton) biztosítja a megfelelo nyomást és így az egyenletes szóródást. Plazmaszóráskor a betáplált elektromos energia hatására a gázok ionizálódnak, elektronjaiktól megválnak és egyúttal plazma állapotba kerülnek (Schröeder, 1978). Természetesen ez a magas homérséklet az implantátum felületét nem érheti, hiszen rögtön megolvasztaná azt. A titán por nagy sebességgel csapódik a felületre (3000m/s) (2. ábra). A titán-hidrid szemcsék becsapódása hozza létre az új felületet, mikrométer vastagságban, amelyet aztán még egy mikrométer vastagságú titánoxid réteg is bevon (Divinyi, 1998 ; Rateitschak és mtsai, 1994; Schröeder, 1978). 2. ábra: Plazmaszórás Ennél a kezelési módszernél megmaradnak a titán pozitív tulajdonságai, mint a korrózióállósága, a jó mechanikai szilárdsága, biokompatibilitása (Friatec Aktiengesellschaft, Division Medizintechnik, 1998). Kereken 25 évvel ezelott vezette be Schroeder a fogászati implantátumoknál a titán plazmaszórást (TPS), ekkor kezdodött a különbözo ITI - implantátum prototípusoknál és valamivel késobb az IMZ rendszernél a TPS-felület klinikai tesztelése (Schröeder, 1978). Retrospektív vizsgálatok nagyon jó klinikai eredményeket mutattak ezzel a felszínnel. 25

26 A háromdimenziós optikai profilométeres analízis után kapott Sa értéke a felszínnek 2,1 mikrométer, Scx = 12,3 és az Sdr érték pedig 1,79 volt (Wennerberg, 2000). Cochran és mtsai által mért csont-implantátum kapcsolat (BIC) érték a maxillánál 52%, a mandibula esetében 72% (Cochran és mtsai, 1999). Állatkísérletek során kapott érték 3 hónap után 72%-os lett (Cordiolli és mtsai, 2000). Az elégséges számú hosszú távú feldolgozást tartalmazó dokumentáció alapján a TPS-bevonat biztonságos és jó referenciával rendelkezo felületként könyvelheto el. Hátrányaként említik, azt hogy a felszínrol leváló titánrészecskék az implantátum körüli szövetekben metallózist okozhatnak, aminek a hátrányos hatását eddig még nem sikerült kimutatni Bevonás bioaktív anyaggal A felület kialakítása hasonló módon történik, mint ahogy a TPS felszínnél, azzal a különbséggel, hogy a felszínre hidroxilapatit-kerámiát (HA) vagy trikálcium-foszfát kerámiát (TCP) visznek fel átlagosan mikrométer vastagságban. Eloször De Groot ismertetett plazmaszórással titánimplantátumokon végrehajtott hidroxilapatit rétegfelhordási eljárást (De Groot és mtsai, 1986), míg Ducheyne és mtsai foként trikálcium-foszfát réteggel fedett implantátumok viselkedését tanulmányozta (Ducheyen, 1988). Mivel ez a két anyag bioaktív és így osszeokonduktiv hatásuk van, sokkal gyorsabb és hatékonyabb csontosodásra lehet számítani, mint más megoldások esetében (Gross és mtsai, 1998). A bioaktív kerámiák kémiai összetétele az implantátum és a csontszövet határzónájában állandó ioncserét biztosít, így nem csak mechanikai, hanem kémiai kapcsolat is létrejön. Ez az ioncsere szöveti alkalózist is okoz, amely kedvez az oszteoblaszt-aktívitásnak (Schwartz és mtsai, 1997). A nyolcvanas évektol kezdodoen egyre gyakrabban alkalmazták ezt a módszert, és azóta megjelentek azok a problémák, amelyek a mai napig nem megoldottak. A fogászati implantátumok közül a Life-Core és a Steri-Oss is ilyen módon kezelt felülettel rendelkezik. A problémák egy része technológiai jellegu, amelyek abból adódnak, hogy a fém és a kerámia hotágulási és rugalmassági együtthatója eltér egymástól, ezért nem megfelelo terhelés esetén az implantátumról leválhatnak a hidroxil-apatit szemcsék. Felmerült az a kérdés is, hogy a tapadás a fém felületén milyen terhelést visel el, és ez az ido folyamán hogyan változik. Valamint az sem tisztázott, hogy a technológiai eljárás nem változtatja-e meg a fém felületének mechanikai tulajdonságait. A fo probléma a bioaktív anyaggal történo bevonással az, hogy a kecsegteto rövid távú sikerek ellenére, a hosszú távú eredmények nem kedvezoek. 26

27 Kísérletesen igazolt, hogy egy évvel a beültetés után nagyon jó biomechanikai (Sa = 1,68) és hisztomorfometriai eredmények (BIC= 94%) születek, de mindez az ido múlásával rohamosan romlott (Kettner és mtsai, 1997). Ennek az oka az, hogy a felszínen lévo hidroxilapatit szemcsék gyorsabban szívódnak fel, mint ahogy a környezetben lévo csont ezt pótolni tudná. Így kötoszövetes réteg alakul ki az implantátum és csontszövet között, ami ún. fibroosszeointegrációt és egyúttal az implantátum korai elvesztését eredményezi Anódos oxidációval eloállított titán-oxiddal (kristályos TiO 2 ) történo bevonás Mivel a tantál-oxid rétegeloállítás technológiája a kondenzátorgyártásban ismert volt, sot az eljárást rutinszeruen végezték, a tantál implantátumok tantál-oxiddal történo bevonása nem jelentett különösebb nehézséget. A próbadarabok gyártásánál azonban kitunt, hogy a tantál implantátumok önköltségi ára huszonötször magasabb, mint az azonos formájú titán implantátumoké, tehát meg kellett próbálni ugyanezt az eljárást kidolgozni a titán implantátumok felületén (Szabó és mtsai, 1994). Számos szerzo leírta és bizonyitotta, mind in vivo (Boyan és mtsai, 1995; Mc Alarney és mtsai, 1996), mind in vitro módszerrel (Fini és mtsai, 1999; Larsson és mtsai, 2000), hogy a kialakított oxid réteg az implantátum felületén befolyásolja a szervezet válaszát az adott milioben. A titán implantátumok felületén kialakított oxidréteg, az alapfém anyagából, elektrokémiai úton növesztett, hokezeléssel módosított réteg. A réteg vastagsága függ a felület tisztaságától, az elektrolit anyagától, homérsékletétol és a formáló feszültség nagyságától. A kristályos titán-oxid réteg kialakítása ismételt anódikus oxidációval történik. A hokezelés következtében a titán felületén lévo, eredetileg amorf szerkezetu oxidréteg kristályos szerkezetuvé válik, és Celsius között anatáz, brookit és végül rutil keletkezik. Ez a védo-passzíváló réteg elektromosan nem vezeto felületté alakul. Pásztázó elektromikroszkópos vizsgálattal megállapítható, hogy a titán-oxid vastagsága Å nagyságrendu. Az anódos oxidáció lényege tehát nem a titán felszínen jelenlevo natív oxidréteg vastagítása, hiszen ez egy amorf, átjárható felszín lenne, hanem a titán fémen, a fém anyagából egy új, kemény, stabil, elektromosan szigetelo réteg (TiO 2 ) kialakítása, anódikus növesztése. A felületi réteg elonyeihez tartozik a jó csontintegrációs képesség, az ún. öngyógyuló tulajdonság spontán oxidáció segítségével és a toxicitás minimális volta (Lausmaa és mtsa, 1985; Szabó és mtsai, 1994; Szabó és mtsai, 1999). Magyarországon Szabó és mtsai ezt a módszert szabadalmaztatták. Az anodikus oxidációt hokezelt (300 C, 30 perc) titán lemezen, 5%-os nátrium hidrogénfoszfát oldatban, 27

28 szobahomérsékleten, 0,25 sec idotartamú feszültséglépcsokkel végezték 80 V, az ismétlésnél 79 V feszültség eléréséig. Végül az anodikus oxidálást, mosást, szárítást és a hokezelést megismétlik. A réteg minosége nagyban függ a formáló feszültségtol illetve a hokezelés homérsékletétol és idotartamától (Szabó és mtsai, 1994, 1995, 1999) Titán-oxiddal történo érdesítés A titán-oxiddal történo érdesítés azon alapul, hogy a titán felületén spontán kialakult titánoxid réteget mesterségesen felduzzasztják. Titán-oxid annak ellenére, hogy nagyon stabil szerkezetu, savval (HF-val) könnyen eltávolítható a felszínrol. Az érdesítés lényege, hogy a felszínen lévo titán-oxid réteget savval lemaratják, de ezzel párhuzamosan elektrokémiai úton újabb, vastagabb oxid réteget visznek fel a felszínre. Ezáltal a szerkezete porózusabb, szivacsosabb lesz. A módszer abban különbözik az elözo fejezetben leírt anódos oxidációtól, hogy itt a folyamatot nem követi hokezelés (Hall és mtsa, 2000; Larsson, 2000). A hokezelés elmaradása miatt a porózus szerkezetu titán-oxid nem alakul ki, hanem a felület kikristályosodik. A Brånemark implantációs rendszer által legújabban létrehozott ún. TiUnite felszín, a kristályos TiO 2 létrehozásához hasonló módszerrel lett felületkezelve (Hall és mtsa, 2000; Larsson, 2000). Elektrokémiai módon növelik a felületen lévo oxid mennyiséget, de a hazánkban szabadalmaztatott módszerrel ellentétben nem ismétlik meg a hokezelést többször, hanem egyszeri hokezelést alkalmaznak hosszabb ideig, ügyelve a beavatkozás során keletkezo szennyezettség elkerülésére. A Nobel Biocare által kibocsátott ismerteto szerint (Global Forum, International Newletter, 2000), a felszínen mért Ra érték megközelíti a Wennerberg és mtsai által leírt 1,4-es értéket (Wennerberg és mtsai, 2000) és a kitekeréshez szükséges forgatónyomaték érték (removal torque) is 20%-kal nagyobb, mint a savazott felszín esetében (Albrektsson, 2000) és 50%-kal nagyobb, mint az esztergált felszín esetében (Gottlow és mtsai, 2000) Anyageltávolítással járó módszerek: Savval maratás Az alkalmazott savak: hidrogén-fluorid, salétromsav, vagy kénsav és sósav megfelelo arányú koncentrációjának az elegye. A savak koncentrációja és a savazás ideje, körülménye általában gyártási titok, erre vonatkozólag csak utalásokat lehet fellelni az irodalomban. A legismertebb 28

29 savazási eljárás által létrejött felület az ún. Osseotite -felület (Lazzara, 1999). A módszer lényege egy biotechnikai implantátumfelület kialakítása, amelyet termikus savazási folyamatban sósav és kénsav felhasználásával állítanak elo. A kétfázisú savazási folyamat által egy nagyszámú 1-2 mikrométer átméroju mikroérdességet és tubulusokat tartalmazó felület jön létre. Ez a speciális felület segíti elo az implantátum felületén kialakuló (implantáció során keletkezett) vér koagulum retencióját. Ennek jelentosége a gyógyulás korai fázisában van, mivel ezáltal az implantátum felszínének közvetlen közelében oszteogén sejtek érik el az implantátum felszínét és ott képesek lesznek közvetlen csontállomány kialakítására. Sullivan és mtsai az Osseotite felület esetében 96,6 %-os sikerszázalékot dokumentáltak (Sullivan és mtsai, 1997). Más savazási eljárások esetében is kiváló eredményeket kaptak a kutatók. Klokkevold és mtsai négyszer nagyobb kihajtási forgatónyomatékot (removal torque) mértek, mint az esztergált felszín esetében (Klokkevold és mtsai, 1997; Cordioli és mtsai, 2000). Wennerberg és mtsai profilométeres vizsgálatai alapján a savazott felület paraméterei (Sa = 1,9; Scx = 12,3; Sdr = 1,42) nagyon megközelítik az ideálisnak mondott értékeket (Wennerberg, 2000). Állatkísérletek eredményei is ezt igazolták, hisz ez az érték (BIC) 3 hónapos gyógyulási ido után 88% volt (Cordiolli és mtsai, 2000). Baker és mtsai állatkísérletes vizsgálata szerint a savazott-felület esetében kezdodik el leghamarabb a csontképzodés (Baker és mtsai, 1998). Humán kísérletekkel is igazolták Trisi és mtsai, hogy a savazott felszín esetében sokkal nagyobb a csont-implantátum kapcsolat (BIC) százalékos értéke, mint az esztergált felszín esetében (Trisi és mtsai, 2002). E módszer elonyének tartják a korai terhelhetoség lehetoségét. A másik nagy elonye minden savazási eljárásnak, hogy nagy felületi tisztaság érheto el vele, mivel a sav lemarja a felszín legkülso rétegét. Hazai implantológiai gyakorlatban legismertebb savazott felülettel ellátott implantátum a Camlog implantációs rendszer egyes fajtái Polírozás Polírozás során az esztergált felületnek az egyenetlenségét küszöbölik ki polírgép segítségével. Az esztergált felszínen mért 5-8 mikronos egyenetlenségek, barázdák 100 nanométeressé válnak. A felszín sokkal simábbá és felszíni szennyezodésektol mentessé válik. A jobb nyálkahártya adaptáció és a kisebb plakk akkumuláció miatt fejlesztették ki. Ezt a felületet, - ugyanúgy, mint az esztergáltat,- referencia felületként alkalmazzák összehasonlító vizsgálatok során. 29