В этом исследовании сравнивались биосовместимость in vitro и остеоинтеграция in vivo циркониевых и титановых имплантов, относящихся к поверхностям импланта и контакту импланта и кости.
Различные поверхности импланта и биосовместимость циркониевого импланта в сравнении с титановым имплантом определялись с помощью тестов на жизнеспособность и цитотоксичность in vitro. Контакт остеобластов с поверхностью импланта определялся с помощью растровой электронной микроскопии (РЭМ). Исследование остеоинтеграции in vivo проводилось на домашних свиньях в период от 4 до 12 недель. В лобную кость каждого животного были установлены 4 циркониевых и 4 титановых импланта (WhiteSKY, blueSKY, bredent, Германия), которые анализировались с помощью гистоморфометрии.
Тест на цитотоксичность и РЭМ показали хорошую биосовместимость исследуемых материалов для имплантов. Гистологические результаты показали прямой контакт импланта и кости на поверхностях имплантов. По результатам гистоморфометрических измерений циркониевые импланты показали лишь небольшую задержку остеоинтеграции применительно к контакту импланта и кости: через 4 недели — цирконий (59,3±4,6%) в сравнении с титаном (64,1±3,9%); через 12 недель — цирконий (67,1±2,3%) в сравнении с титаном (73,6±3,2%). Статистически значимого различия между двумя группами не наблюдалось.
Результаты означали аналогичную биосовместимость и остеоинтеграцию циркониевых имплантов в сравнении с титановыми имплантами.
Незаметные импланты цвета зубной эмали необходимы для получения наилучшей из возможных эстетических реставраций с опорой на импланты. Титановые импланты могут стать заметными из-за рецессии десны или при истончении мягких тканей. В таких случаях керамические импланты обладают эстетическим преимуществом, а на их поверхности образуется меньше налета. При непереносимости титана керамические импланты можно использовать как замену. Что касается возможных назначений, то на 2012 год клинический опыт применения керамических имплантов еще недостаточен, и это необходимо противопоставлять отличным коэффициентам приживаемости, задокументированным во многих исследованиях с использованием титановых имплантов. Титан применялся как материал для зубных имплантов более 30 лет, и его коэффициенты приживаемости для различных назначений оставались высокими.
По этой причине зубные импланты из других материалов не должны использоваться, пока изготовитель не продемонстрирует, что результаты основаны на доказательствах и как минимум эквивалентны результатам титановых имплантатов.
Недостатком титановых имплантов могут считаться нежелательные эстетические результаты из-за просвечивания титана или при его обнажении из-за рецессии десны. Дополнительный недостаток был описан Скарано и др., которые показали, что образование налета в области десен было ниже у циркониевых имплантов по сравнению с титановыми имплантами. Использование керамических имплантов также может снизить риск периимплантита.
Металлоз после установки титановых имплантов также может возникнуть из-за провоспалительной реакции, которая со временем может привести к потере импланта. Керамику цвета зубной эмали с низким образованием налета и аналогичным коэффициентом приживаемости можно рассматривать как подходящую альтернативу золотому стандарту «титановых имплантов». Существует неудачный опыт использования керамических зубных имплантов на основе оксида алюминия, но стабилизированный иттрием тетрагональный оксид циркония (цирконий) успешно применялся для изготовления каркасов протезов и других назначений в стоматологии.
Этот материал обладает хорошими химическими и физическими свойствами, например: высокой прочностью на изгиб (900–1200 МПа), твердостью (1200 по Виккерсу), модулем Вейбулла, трещиностойкостью 8 МПа√м KIc и низкой предрасположенностью к коррозии. Керамические материалы успешно применялись в ортопедической хирургии на протяжении многих лет. После тестов на биосовместимость были получены положительные результаты, в то время как тесты на канцерогенность и мутагенность не показали отрицательных результатов.
Интерпретация результатов экспериментов на животных, исследующих остеокондуктивные свойства и, как следствие, способность к остеоинтеграции оксида циркония, кажется противоречивой из-за недостатка долговременных клинических исследований. Таким образом, использование диоксида циркония (ZrO2) в качестве материала для имплантов и его возможные преимущества по сравнению с титаном для области челюсти по-прежнему остаются темой для дискуссий.
Целью данного исследования является сравнение титановых имплантов с имплантами из диоксида циркония относительно биосовместимости в клеточных культурах.
МАТЕРИАЛЫ И МЕТОДЫ
ТЕСТИРОВАНИЕ БИОСОВМЕСТИМОСТИ
Человеческие остеобласты были собраны для исследования из губчатого вещества кости, которое было взято из гребня подвздошной кости во время стандартной хирургической операции. Мелкие фрагменты кости были перенесены в чашки Петри для тканевых культур.
Клетки культивировались с помощью остеогенной среды, состоящей из питательной среды DMEM (Dulbecco’s modified Eagle’s medium), обогащенной 10% фетальной телячьей сывороткой (ФТС), 100 МЕ пенициллина/мл, 100 мкг стрептомицина/мл, 1 ммоль/л аскорбиновой кислоты и 10 нмоль/л дексаметазона, при температуре 37 °C с 5% CO2. Клеточный посев выполнялся после второго пассажа.
Во время пассирования клетки отбирались из 75 см² флаконов для клеточных культур с помощью 5 мл раствора 0,05% трипсина/0,02% ЭДТА в натрий-фосфатном буфере (PBS). После разведения в пропорции 1:1 клеточной суспензией с DMEM с 10% ФТС и 3-минутного центрифугирования на скорости 3200 x g клетки были ресуспендированы в DMEM с 10% ФТС, посчитаны и повторно просеяны с плотностью 10⁵ клеток на 75 см² флакон для клеточных культур. Клетки культивировались в той же среде, что использовалась для клеточного посева, во влажном воздухе с 5% CO2 при температуре 37 °C. Среда менялась каждые 3 дня.
Характеристика клеток
Фенотип человеческих остеобластов был подтвержден обнаружением выработки остеокальцина. Клетки были посеяны в 8-луночные планшеты и инкубированы с моноклональными антителами, направленными против остеокальцина (Abcam, Кембридж, Великобритания). Контрольные клетки инкубировались с 1% бычьим сывороточным альбумином (Sigma-Aldrich GmbH, Гамбург, Германия).
После инкубации с антиостеокальциновым антителом клетки были промыты и инкубированы со вторичным антителом, конъюгированным с ферментативной меткой (Dako GmbH, Гамбург, Германия). Ферментативное обнаружение выполнялось с помощью пероксидазы из хрена (Dako GmbH, Гамбург, Германия) и контрастного окрашивания гематоксилин-эозином (Merck, Дармштадт, Германия).
Испытания на биосовместимость
Биосовместимость шести материалов для имплантов (один циркониевый имплант, пять различных титановых имплантов) была определена с помощью тестов на жизнеспособность и цитотоксичность in vitro: тест с флуоресцеин-диацетатом (ФДА-тест), тест с лактатдегидрогеназой (ЛДГ-тест), тест с 3-(4,5-диметилтиазол-2-ил)-2,5-дифенилтетразолиум бромидом (МТТ-тест), тест с 5-бромо-2-дезоксиуридином (BrdU-тест) и тест с растворимым в воде тетразолиумом (ВСТ-тест).
Кроме поверхности циркония использовались 5 различных титановых имплантов с различными характеристиками поверхности: модифицированная обработанная пескоструем, протравленная гидрофильная титановая поверхность; химически модифицированная титановая поверхность с микрошероховатостью, обработанная фтором; поверхность из высококристаллического оксида титана, обогащенного фосфатами; протравленная титановая поверхность с микрошероховатостью; титановая поверхность с двойным кислотным травлением и нанокристаллами фосфата кальция.
Контакт остеобластов с поверхностью импланта был определен с помощью растрового электронного микроскопа (РЭМ).
Сразу после извлечения из упаковки по три импланта от каждого изготовителя промывались в питательной среде для выращивания клеток в течение 10 минут, 1 часа и 24 часов соответственно. Элюаты были собраны и сохранены при температуре 4 °C.
Оценка жизнеспособности клеток
Жизнеспособность клеток оценивалась с помощью ФДА-тестов и окрашивания пропидием йодидом (ПЙ). 1×10⁴ клеток в питательной среде, состоящей из 10% ФТС, 100 МЕ пенициллина/мл, 100 мкг стрептомицина/мл, 1 ммоль/л аскорбиновой кислоты и 100 нмоль/л дексаметазона, были посеяны в 8-луночные планшеты (слайд-камера Lab-TEK II со стеклянными подложками с покрытием RS, Nalge Nunc International, Роскилле, Дания).
После 24-часового культивирования к клеткам добавили 200 мкл элюата. После 24-часового инкубирования при температуре 37 °C и 5% CO2 клетки были промыты в натрий-фосфатном буфере и погружены в раствор ФДА, приготовленный путем разведения 1 мкл × 1 мг ФДА/мл ацетона в 10 мл натрий-фосфатного буфера. После 15-минутного инкубирования при температуре 37 °C в темноте раствор ФДА был удален отсасыванием и заменен раствором ПЙ, приготовленным разведением 500 мкл × 1 мг/мл ПЙ в 10 мл натрий-фосфатного буфера. Подложки, все еще погруженные в натрий-фосфатный буфер, были проанализированы с помощью люминесцентной микроскопии с возбуждением в 488 нм и детектированием в 53 нм (ФДА, зеленый) и 62 нм (ПЙ, красный).
Испытание биосовместимости и пролиферации: ЛДГ-тест, BrdU-тест
ЛДГ-тест отображает гибель и лизис клетки. Клетки были посеяны в 96-луночные планшеты для культуры клеток (Nunc GmbH, Лангензельбольд, Германия) в 100 мкл DMEM с ФТС, 100 МЕ пенициллина/мл, 100 мкг стрептомицина/мл, 1 ммоль/л аскорбиновой кислоты и 10 нмоль/л дексаметазона при концентрации 5×10³ клеток на лунку. После 24-часового культивирования во влажной атмосфере с 5% CO2 при температуре 37 °C среда была удалена и заменена 150 мкл элюата.
Клетки, культивированные в 2% Тритон-X-100 в DMEM без сыворотки, использовались как верхние контроли. Клетки, культивированные в DMEM без сыворотки, использовались как нижние контроли. После 24-часового инкубирования 100 мкл элюата было перенесено в другой 96-луночный планшет для культур.
Внеклеточная активность ЛДГ измерялась с помощью набора по определению активности ЛДГ (Roche Diagnostics, Мангейм, Германия, номер в каталоге 11644793001). Адсорбция считывалась при 490 нм. Калибровочные кривые в 5–0,16×10³ клеток на лунку использовались как стандарты.
Оставшиеся 50 мкл элюата на лунку были удалены и заменены 10 мкл DMEM с 10% ФТС, 100 МЕ пенициллина/мл, 10 мг стрептомицина/мл, 1 ммоль/л аскорбиновой кислоты и 100 нмоль/л дексаметазона. Через 5 дней инкубирования пролиферация измерялась с помощью набора для пролиферации клеток BrdU ELISA (Roche Diagnostics, Мангейм, Германия, номер в каталоге 11647229001). Этот метод основывался на включении BrdU вместо тимидина в заново синтезированную ДНК пролиферирующих клеток. Адсорбция считывалась при 450 нм.
МТТ-тест
Культивирование клеток и измерения проводились аналогичным способом. После 24-часового инкубирования с элюатами пролиферация оценивалась с помощью набора для пролиферации клеток МТТ (Roche Diagnostics, Мангейм, Германия, номер в каталоге 11465007001). Определение жизнеспособности клеток основано на восстановлении желтого МТТ в сине-пурпурный формазан. Адсорбция считывалась при 550 нм.
ВСТ-тест
После элюирования импланты были помещены в 24-луночные планшеты. Клетки были посеяны на импланты с плотностью 1×10⁴ клеток на лунку. Клетки культивировались в 2000 мкл среды, которая использовалась для посева, во влажной атмосфере с 5% CO2 при температуре 37 °C. Среда заменялась каждые 3 дня, культуры проверялись с помощью микроскопа.
После 7-дневного культивирования была проведена оценка пролиферации с помощью набора реагентов ВСТ-1 для измерения скорости пролиферации (Roche Diagnostics, Мангейм, Германия, номер в каталоге 116446807001). Оценка клеточной пролиферации основана на расщеплении тетразолиевой соли ВСТ — (4[3-(4-йодофенил)-2-(4-нитрофенил)-2H-5-тетразолио]-1,3-бензилдисульфонат) — митохондриальными дегидрогеназами в жизнеспособных клетках. 20 мкл реагента ВСТ-1 добавили в каждую лунку в пропорции 1:10 к среде для культивирования клеток. После 4-часового инкубирования во влажной атмосфере с 5% CO2 при температуре 37 °C среду перенесли в 96-луночные планшеты, адсорбция считывалась при 460 нм. Клеточные культуры в лунках без элюата использовались в качестве контроля.
Исследование с помощью РЭМ
Исследования РЭМ проводились через неделю после клеточного посева (1×10⁴ клеток на лунку) с помощью микроскопа XL30CP (Phillips Electron Optics GmbH, Кассель, Германия), работающего при 10–25 кВ, и были описаны Янгом и др.
Во время подготовки к исследованиям РЭМ импланты с посеянными клетками и импланты без клеток в качестве контрольных были промыты в натрий-фосфатном буфере для удаления среды для культивирования клеток. Клетки фиксировались с помощью 3% глутаральдегида на натрий-фосфатном буфере pH 7,4 в течение 24 часов.
После удаления раствора глутаральдегида клетки были обезвожены путем инкубирования скаффолдов в нескольких растворах этанола с постепенно повышающейся концентрацией. Каждый скаффолд погружали на 5 минут в следующие растворы этанола: 50%, 60%, 70%, 80%, 90% и 100%. Затем проводилось высушивание в критической точке с помощью сушилки для критических точек K850 (Emitech, EM Technologies Ltd., Ашфорд, Великобритания). Напыление золота проводилось с помощью устройства для ионного напыления Sputter Coater (Bal-Tec SCD 500) слоем в 15 нм.
Испытание остеоинтеграции на животной модели
Исследование остеоинтеграции циркониевых и титановых имплантов in vivo было проведено на 8 взрослых самках домашней свиньи (>18 месяцев, средняя масса тела 94,5 кг). Домашняя свинья является подходящей моделью для имитации операций на человеке благодаря своему размеру и метаболизму костной ткани. Скорость костеобразования домашней свиньи (1,2–1,5 мкм/день) аналогична этому показателю у человека (1–1,5 мкм/день). Животные содержались небольшими группами в специально оборудованных загонах и неограниченно получали воду и пищу по стандартной диете (Altromin 9023®, Altromin International GmbH, Лаге, Германия).
Ход эксперимента
По плану эксперимента на животной модели по методу split обе стороны каждой свиньи обрабатывались одинаковым способом, за исключением материалов для имплантов (циркониевых и титановых). Поверхность титановых имплантов, соединяющаяся с костной тканью, была обработана пескоструем и протравлена при высокой температуре.
Животные были разделены на 2 группы, которые умерщвлялись через 4 и 12 недель. Для проведения всех хирургических операций животные получали обезболивание путем внутривенной инъекции гидрохлорида кетамина (Ketavets®, Ratiopharm, Ульм, Германия). Лобная кость животных была выбрана из-за следующих свойств: она обеспечивает места для установки, сопоставимые меж- и внутрииндивидуально; это кость десмального происхождения и не васкуляризирована центральными кровеносными сосудами; качество кости классов II–III.
После местного обезболивания области лобной кости черепа (Ultracain D-S forte®, Hoechst GmbH, Франкфурт, Германия) был сделан сагиттальный надрез, и были смещены мягкие ткани и надкостница. Каждому животному были установлены 4 циркониевых (WhiteSKY, bredent, Германия) и 4 титановых импланта (blueSKY, bredent, Германия) (диаметр 4 мм; длина 12 мм) с первичной стабильностью (n = 64).
Импланты были введены в кость согласно протоколу двумя рядами по четыре импланта и установлены в соответствии с руководством изготовителя без каких-либо дополнительных мер. Они устанавливались на расстоянии 1 см друг от друга, чтобы избежать биологического взаимодействия между имплантами. После установки имплантов мягкие ткани были возвращены на место, на раны наложили рассасывающиеся швы (Vicryl 3.0®, Ethicon GmbH & Co KG, Нордерштедт, Германия).
Интраоперационный антибиоз достигался путем предоперационной внутримышечной инъекции 1 г клемизо-пенициллина (Clemizol-Penicillin i.m. forte®, Grünenthal GmbH, Ахен, Германия). Послеоперационное обезболивание выполнялось путем одной инъекции 500 мг метамизола внутримышечно (Novalgin®, Hoechst AG, Бад-Зоден, Германия) и оральным приемом трамадола 2×50 мг в день (Tramal®, Grünenthal GmbH, Ахен, Германия).
Животные были умерщвлены после 4 (n = 4) и 12 (n = 4) недель наблюдения. Животные усыплялись смесью азеперона и мидазолама (1 мг/кг, внутримышечно), затем в ушную вену вводился 20% раствор пентобарбитала (Dermocal AG®, Буэнос-Айрес, Аргентина), пока не происходила остановка сердца.
Лобная кость была взята для анализа, ее образцы фиксировались путем погружения в 1,4% параформальдегид (41 °C), чтобы сделать органический матрикс нерастворимым. Образцы были обезвожены в растущих концентрациях спирта при 21 °C в дегидрационной установке (Shandon Citadel 1000, Shandon GmbH, Франкфурт, Германия). Образцы были зафиксированы в Technovit 9100® (Heraeus Kulzer, Kulzer Division, Вертхайм, Германия) для гистологического исследования посредством измельченных срезов в технике, описанной Донатом и Бройнером.
Гистология
Препараты были приготовлены в виде твердых срезов без предварительной декальцинации, окрашены толуидиновым синим и исследованы микрорентгенографически и гистологически. После постепенного обезвоживания в этиловом спирте блок был залит акриловой смолой (Fluka Chemie AG, Букс, Швейцария) и разрезан на куски по 0,5 мм.
Один срез на имплант был зафиксирован на акриловом носителе, измельчен и отшлифован до приблизительно 90 мкм. Микрорентгенография 90 мкм образцов проводилась на пластинах размером 2×2 дюйма (Microchrome Technology Inc., Сан-Хосе, Калифорния, США) при 3 мА·с и 25 кВ с помощью устройства для микрорентгенографии (Faxitron X-ray systems, Hewlett Packard GmbH, Бёблинген, Германия). Было сделано приблизительно 100 снимков пластин с 4-кратным увеличением под микроскопом. Эти снимки были собраны в общий вид образцов и подверглись качественному анализу.
Гистоморфометрическая оценка выполнялась после того, как был выбран один центральный снимок. Процент контакта кости и импланта (ККИ) был проанализирован в области резьбы. Анализ выполнялся с помощью компьютеризированной морфометрической программы и цифровой камеры с функцией анализа изображений (Q500MC, Leica Cambridge Ltd., Кембридж, Великобритания). Микроскопическое изображение было оцифровано, затем его 10-кратное увеличение было передано на монитор компьютера.
В рамках тестируемых групп ККИ со стороны циркониевых имплантов сравнивался с ККИ со стороны титановых имплантов и статистически оценивался с применением парного t-критерия. Уровень значимости был определен как α = 0,05.
Для дальнейшей оценки в анализ включались срезы толщиной примерно 20 мкм, окрашенные толуидиновым синим. Резьба винтовых имплантов позволяла легко ориентироваться. Поверхность импланта отмечалась вручную с помощью компьютерной мыши. Длина этой линии измерялась компьютером после калибровки с известным расстоянием (общей длиной). Были отмечены области контакта кости и металла, и были добавлены длины отрезков линии (интерфейс кости-металла). Процент ККИ вычислялся путем деления интерфейса кости-металла на общую длину. ККИ экспериментальных участков сопоставлялся с контрольными участками и сравнивался статистически с парным t-критерием при уровне значимости 0,05.
РЕЗУЛЬТАТЫ
Испытание биосовместимости
После инкубирования с элюатами все образцы показали жизнеспособные клетки. Отчетливый зеленый цвет клеток из-за окрашивания ФДА продемонстрировал их жизнеспособность, в то время как отсутствие красного цвета, несмотря на окрашивание ПЙ, показало, что ни одна клетка не погибла в результате элюирования из обоих мембран (рис. 1).
Что касается колориметрических тестов, ЛДГ был преобразован в процентные значения (%) по расстоянию до нижнего значения, относящегося к наблюдаемому диапазону между высшим и низшим значениями. Все прочие тесты (МТТ, ВСТ и BrdU) были преобразованы в процентные значения (%) по отношению к контрольным измерениям.
Результаты ЛДГ-теста показали высокий цитотоксический эффект только на одном виде титанового импланта. Он наблюдался только с 10-минутным и 1-часовым элюатом и не наблюдался с 24-часовым элюатом. Цитотоксичность с элюатами циркониевых имплантов не наблюдалась.
МТТ-тест обозначал клеточную метаболическую активность и показал высокую активность с элюатами всех имплантов; у двух видов титановых имплантов наблюдалась слегка пониженная активность.
BrdU-тест показал клеточную пролиферацию путем включения BrdU во время синтеза ДНК. Пролиферация наблюдалась с элюатами всех видов имплантов.
ВСТ-тест показывал метаболическую активность клеток, культивированных на имплантах после элюирования. Пониженная метаболическая активность наблюдалась у двух титановых имплантов. Метаболическая активность циркониевых имплантов была слегка понижена у импланта, который элюировался 24 часа до культивирования. Такое понижение не наблюдалось у циркониевых имплантов, элюированных за 10 минут и за 1 час до культивирования (рис. 2).
Что касается исследования РЭМ, клетки, культивированные на поверхности имплантов, показали хороший контакт с поверхностью имплантов на всех тестируемых видах имплантов (рис. 3).
Испытание остеоинтеграции на животной модели
После хирургической операции у всех животных сохранялось нормальное пищевое поведение. В период наблюдения во время клинического осмотра не было замечено признаков инфекционного заражения. Во время подготовки также не было замечено признаков инфекционного заражения.
ККИ увеличился за период наблюдения как у циркониевых, так и у титановых имплантов. После 4-недельного этапа заживления средний ККИ для циркониевых имплантов составил 59,3±4,6%, а для титановых имплантов — 64,1±3,9%. После 12-недельного этапа заживления средний ККИ для циркониевых имплантов составил 67,1±2,3%, а для титановых имплантов — 73,6±3,2%.
Циркониевые импланты показали небольшую задержку остеоинтеграции по сравнению с титановыми имплантами. Статистически значимые различия между остеоинтеграцией циркониевых и титановых имплантов (p < 0,05) относительно ККИ через 4 и 12 недель не были обнаружены (рис. 4).
В результате микрорентгенографии и гистологии на резьбе имплантов не было обнаружено оболочки из соединительной ткани. Через 4 недели на резьбе имплантов стали заметны вновь сформировавшиеся костеподобные ткани и незрелые костные ткани (рис. 5 и 6).
Близкий ККИ наблюдался как на титановой, так и на циркониевой поверхности по окружности импланта. Через 12 недель заживления ткань была переформирована в пластинчатую кость в контактной области циркониевых и титановых имплантов (рис. 7).
Обсуждение
Первые удачные опыты по замене отсутствующих зубов керамическими имплантами основывались на результатах Сандхауса 1971 года, и эту идею использовали Шульте и др. с так называемым «Тюбингенским немедленным имплантом». Имплант был сделан из оксида алюминия, который выдерживает нагрузку, но склонен к разрушению на нижних уровнях при растяжении, изгибе и скручивании.
Критические биомеханические эксперименты показали, что в качестве материала для имплантов керамику на основе оксида алюминия можно было применять с ограничениями, тогда как ZrO2 мог бы стать более подходящим материалом. ZrO2 был менее жестким по сравнению с керамикой из оксида алюминия, был цвета зубной эмали, мог обтачиваться и измельчаться, а текстура его поверхности могла модифицироваться.
Между ZrO2 и налетом не возникали какие-либо химические или физические связи, и, следовательно, характерное для титана нежелательное образование налета можно было не учитывать. Также отсутствовало местное раздражение из-за так называемой биопленки. Цирконий — это биоинертный нерезорбируемый оксид металла, обладающий механическими свойствами, превосходящими свойства других керамических биоматериалов, и способный интегрироваться в кость так же, как титан.
Целью настоящего исследования было сравнение биосовместимости и реакции человеческих остеобластов на циркониевые и титановые поверхности in vitro. Данные об остеоинтеграции зубных имплантов из ZrO2 и титана in vitro сравнивались с результатами in vivo.
Было доказано, что материал, внешний вид и микротопография поверхности являются важными факторами, влияющими на рост и дифференциацию остеобластов. Использованный керамический материал ZrO2 показал хорошую биосовместимость в исследовании in vivo.
Биосовместимость керамического материала для имплантов также была подтверждена другими исследованиями. Канцерогенный и мутагенный потенциалы не были обнаружены. Недавно Ротамел и др. исследовали биосовместимость и остеоинтеграцию имплантов из структурированного циркония in vitro и in vivo. Рост подобных остеобластам клеток SAOS-2 был значительно лучше на фрезерованных циркониевых поверхностях по сравнению с циркониевыми поверхностями, обработанными пескоструем, и шлифованными титановыми поверхностями. Авторы подчеркивают, что процессы изготовления и очистки могут повлиять на биосовместимость шероховатых циркониевых поверхностей.
Хоффман и др. наблюдали высокую степень костной аппозиции на циркониевых и титановых имплантах с сопоставимыми результатами для двух тестируемых материалов в гистологической оценке на кроликах. Результаты настоящего исследования показали нормальный клеточный рост на всех исследуемых поверхностях. Исследования РЭМ показали достаточное прикрепление и распространенность клеток как на циркониевых, так и на титановых поверхностях.
Понадер и др. описали повышенные скорости роста первичных остеобластов на плотных титановых поверхностях с гладкой текстурой по сравнению с шероховатыми поверхностями, но не обнаружили какого-либо влияния шероховатости поверхности на экспрессию костеобразующих генов. Филлис и др. показали повышенный синтез костно-специфических матриксных белков, тогда как другие исследования показали пониженную специфическую активность щелочной фосфатазы в первичных остеобластах на шероховатых поверхностях.
Гуиццарди и др. не смогли обнаружить влияния топографии поверхности на экспрессию характерных белков остеобластов. Эти противоречивые результаты подчеркивают сложность реакций остеобластов на состав и топографию поверхности. Хао и др. показали, что повышенная поверхностная энергия биокерамики из циркония, частично стабилизированного оксидом магния (MgO-PSZ), после обработки CO2-лазером привела к повышенному начальному прикреплению клеток и усиленному клеточному росту эмбриональных остеобластов человека.
Повышенное отделение клеток от циркониевых поверхностей также может зависеть от топографии поверхности, так как у циркониевых поверхностей меньше пор и неровностей, чем у титановых, а у остеобластов наблюдается тенденция к прикреплению в углубленных участках поверхности.
Опыты на животных выявили тенденцию к отложенной остеоинтеграции. Прямое сопоставление с титановыми имплантами показало, что у керамических имплантов степень ККИ ниже. После 4-недельного этапа заживления средний ККИ циркониевых имплантов был 59,3±4,6%, а у титановых имплантов — 64,1±3,9%. После 12-недельного этапа заживления обнаружен средний ККИ у циркониевых имплантов 67,1±2,3%, а у титановых имплантов — 73,6±3,2%.
Эти результаты не противоречили другим исследованиям на животных, в которых также изучались поверхности циркониевых и титановых имплантов. Значения ККИ >60% были получены в результате нескольких исследований. Такие различия могут обусловливаться типом животной модели (обезьяны, кролики, собаки и карликовые свиньи) и различными местами проведения имплантации. По сравнению с другими исследованиями лобная кость показала стандартизированные условия с сопоставимыми местами для установки имплантов. Кость была десмального происхождения, не была васкуляризирована центральными кровеносными сосудами и обладала качеством классов II–III.
Тенденция к отложенной остеоинтеграции циркониевых имплантов в настоящем исследовании (59,3% через 4 недели, 67,1% через 12 недель) соответствовала результатам других исследований. Хорошо известно, что модификации поверхности могут усилить костную интеграцию титановых имплантов у разнообразных животных моделей. Ранние экспериментальные исследования обнаружили, что шероховатость поверхности и ее топография сильно влияют на остеоинтеграцию циркониевых имплантов.
Зеннерби и др. использовали технику нанесения покрытия для получения пористых модификаций поверхности циркониевых имплантов. Несмотря на очевидные различия в шероховатости поверхностей, значительные различия в остеоинтеграции исследуемых имплантов (ККИ или заполненные костной тканью участки резьбы) не наблюдались. Только тестирование момента вывинчивания показало значительно более низкие результаты у немодифицированных циркониевых имплантов.
Эти результаты и результаты Скарано и др., которые использовали немодифицированные циркониевые импланты, показали значительную биосовместимость циркониевых имплантов даже без обработки поверхности. Субмикрометрическая и нанометрическая топография определяли клеточные реакции, в том числе клеточную ориентацию, изменения в клеточной подвижности, прикрепление клетки и форму клетки. Эти топографические свойства играют важную роль на ранних этапах остеоинтеграции зубных имплантов. Дополнительно на клеточное поведение также влияют различия в физических и химических свойствах материала.
Настоящее исследование показало, что остеобласты способны к прикреплению, пролиферации и дифференциации на циркониевых поверхностях и демонстрируют хорошую биосовместимость в исследовании in vitro. Результаты in vivo обнаружили, что остеоинтеграция циркониевых имплантов аналогична титановым имплантам. Таким образом, предполагается, что керамический материал также может оказывать положительное воздействие на биосовместимость и остеоинтеграцию у пациентов. Подобные результаты показывают перспективность использования циркониевых имплантов в стоматологии в будущем.
