Materiale utilizate în implantologia orală

Implantele,în general, sunt confecţionate din materiale străine organismului, care se introduc într-un sistem biologic. Anglosaxonii folosesc termenul de “biomateriale”, care a fost definit de către European Society of Biomaterials în felul următor: “biomaterialele sunt materiale fără viaţă, utilizate în domenii medicale (de exemplu, implante dentare), cu scopul de a produce o interacţiune cu sistemul biologic” (Wagner, 1991).

Materiale utilizate pentru realizarea implantelor endoosoase

În cursul anilor s-a încercat utilizarea unui număr variabil de materiale pentru confecţionarea implantelor, din care au supravieţuit doar câteva,care posedă anumite proprietăţi obligatorii ce se impun în vedereaobţinerii unui succes pe termen lung. O condiţie obligatorie impusă tuturor biomaterialelor este asigurarea lipsei denocivitate locală şi generală. Trebuie evitate materialele care a componente toxice, cancerigene, alergice şi/sau radioactive. În general, biomaterialele trebuie să fie compatibile din punct de vedere biologic, mecanic, funcţional şi să se adapteze uşor unor tehnologii clinice şi de laborator.

Biocompatibilitatea Prin biocompatibilitate se înşelege posibilitatea ca un organism viu să tolereze în

anumite limite, fără determina apariţia unor reacţii de apărare, un material străin de el, inserat în intimitatea lui. Rateitschack şi Wolf au definit biocompatibilitatea astfel: “un material este biocompatibil dacă la nivelul unui organism viu produce reacţii tisulare nedorite”. Se înţelege că există mai multe grade de compatibilitate. O biocompatibilitate absolută este o utopie (Williams).

În sensul mai restrâns al termenului pot fi luate în considerare doar acele materiale la care reacţiile mediului vital în care sunt introduse sunt atât de neînsemnate, încât acestea nu se influenţează negativ reciproc. Un rol determinant îl au procesele chimice, fizico-mecanice, electrice şi cele specifice de suprafaţă.

Ca etalon în ceea ce priveşte biocompatibilitatea materialelor folosite în implantologia endoosoasă, este considerat în primul rând reacţia lor cu osul, cu toate că comportarea mucoasei în regiunea periimplantară este tot atât de importantă. Aceasta se datorează faptului că majoritatea cercetărilor în legătură cu biocompatibilitatea acestor materiale provine din mediul chirurgiei ortopedice, care utilizează doar implante intraosoase şi unde nu se ridică probleme periimplantare la nivel de tegumente sau mucoase. Materialele din care se confecţionează implantele trebuie să determine reacţii fiziologice la nivelul ţesuturilor înconjurătoare (osos, conjunctiv, epitelial). Interacţiunea dintre implant şi ţesuturile periimplantare nu are voie să inducă, prin coroziune, liză ososasă şi biodegradare la nivelul suprafeţei acestuia, modificări secundare în organism (metaloze) sau o instabilitate biologică a implantului. Nu este permisă decât utilizarea unor materiale standardizate prin norme internaţionale.

Compatibilitatea mecanicăBiomaterialele utilizate în implantologia orală trebuie să asigure transmiterea forţelor

ocluzale ţesuturilor de susţinere. În acest sens, ele trebuie să prezinte o rezistenţă mecanică suficientă pentru a nu suferi modificări în sensul exercitării forţelor fiziologice.

În legătură cu proprietăţile mecanice ale diferitelor materiale utilizate în inplantologie, Newesely afirmă că “ţelul cercetărilor tehnologice trebuie să fie dezvoltarea unui material pentru implante, cu o rezistenţă mecanică suficientă şi o elasticitate adaptată osului”.

Parametrii mecanici ai unui material, care atestă aceste calităţi, sunt modul deelasticitate şi rezistenţa la tracţiune. De aici se poate conchide că materialele polimerice şi aliajele pot îndeplini mai bine aceste cerinţe, în timp ce materialele ceramice, fiind mai fragile şi rigide, nu pot îndeplini în aceeaşi măsură aceste condiţii.

La ora actuală, nu este încă pe deplin clarificat, ce fel de modul de elasticitate este de preferat – mare, mic sau o anume izoelasticitate cu osul (Rateitschak, Wolf).

Funcţionalitatea şi adaptarea clinicăFuncţionalitatea şi adptarea clinică se referă la implantul în sine, care trebuie:

să fie clinic utilizabil, oferind posibilităţi de orotezare estetice şi funcţionale; să permită sterilizarea şi, ulterior igienizarea corespunzătoare; să poată fi inserat şi, eventual, îndepărtat fără manevre chirurgicale laborioase.

Există multe criterii de clasificare a materialelor din care se confecţionează implante, cea mai convenţională fiind aceea implantologică. Aceasta împarte biomaterialele în patru clase: materiale autologe, omologe, heterologe şi aloplastice.

Implantele endoosoase sunt confecţionate exclusiv din materiale alopastice, care pot fi: metale, aliaje, ceramică, materiale plastice.

Avantajele materialelor aloplastice faţă de cele autologe, omologe şi heterologe sunt: disponibilitatea practic nelimitată; manipulare mai uşoară decât a celorlalte; posibilitatea de a le fi îmbunătăţite proprietăţile fizice şi chimice; prin standardizarea lor se poate obţine un nivel calitativ mai ridicat şi constant.

Ca dezavantaj, materialele aloplastice prezintă riscul declanşării unei reacţii de corp străin, care va duce invariabil la pierderea implantului. Din punct de vedere histopatologic, aceasta este o reacţie tisulară, care în prezenţa unui corp neresorbabil duce laformarea de ţesut conjunctiv de iritaţie care va tinde să expulzeze corp străin. Contactul osos periimplantar poate avea însă o reacţie specială de corp străin, favorabilă, prin incorporarea implantului în os.

În funcţie de comportamentul chimic diferit al biomaterialelor, Osborn a sistematizat în 1980 reacţiile tisulare în trei grupe, împărţind astfel materialele în trei clase de compatibilitate: biotolerat, bioinert şi bioreactiv (bioreactiv după Osborn).

Sturz a ordonat aceste reacţii tisulare a diferitelor materiale în modele histo-morfologice tipice. Materilele biotolerate (oţeluri inoxidabile, aliaje Cr-Co-Mo, PMMA) le corespunde aşa-zisa osteogeneză la distanţă (strat separator de ţesut conjunctiv format prin interacţiunea osului cu ionii metalici toxici), iar materialelor bioinerte (titan, tantal, ceramică pe bază de aluminiu) le corespunde osteogeneza de contact (contact între suprafaţa implantului şi os).

Pentru materialele bioactive (fosfat de calciu, ceramică sticloasă, biosticlă şi apatite) este considerată ca tipică osteogeneza de legătură, când apare o legătură chimică între implant şi os.

TITANULTitanul este un metal situat la limita dintre metalele grele şi uşoare, care a câştigat

teren şi în implantologie, datorită unor proprietăţi deosebite, ca: densitate redusă, rezistenţă specifică foarte mare şi o deosebită rezistenţă la coroziune.

A fost descoperit în 1791 de către chimistul Wiliam Gregor şi izolat în 1939 de către W. J. Kroll, printr-un procedeu care îi poartă numele. Prin acest procedeu s-au obţinut granule de titan, care aveau un conţinut de 99,5%Ti.

Astăzi titanul se obţine prin rafinare, după procedeul Van Arel de Barr care, în principiu se bazează pe disocierea iodurii de titan.

Puritatea titanului obţinut prin disociere în vid la 14000 ajunge la 99,95%.

Titranul comercial pur, este un aliaj al titanului cu oxigenul, pe suprafaţa titanului formându-se o peliculă de TiO2 în mod spontan, care se regenerează continuu. Acest oxid de titan TiO2 conferă o rezistenţă deosebită la coroziune (de 400 de ori mai mare decât cea a oţelurilor inoxidabile).

Rezistenţa la coroziunbe se poate mări prin aliere cu molibdenul, zirconiul, reniul, tantalul, niobiul, cromul, manganul.

Aliajele de titan sunt numeroase, însă în domeniul biomedical sunt utilizate numai cele din sistemele Ti-AIV, Ti-Al-Mo, Ti-Al-Cr, Ti-Al-Cr-Mo care au biocompatibilitate deosebită, adică întrunesc în cel mai înalt grad, cerinţele de utilizare în contactul direct cu ţesuturile vii.

Pornind de la aceste calităţi, este utilizat astăzi cu rezultate foarte bune în implantologia dentară, şi a câştigat foarte mult teren, în ultimele două decenii, în protetica dentară.

Titanul a fost utilizat pentru tratamentul fracturilor în ortopedie, mai mult de 20 ani, fără a fi semnalat nici un caz de incompatibilitate.

Coroziunea – compatibilitatea chimicăExistă trei motive substanţiale care ne determină să considerăm acest material „ideal”

pentru implante dentare (endoosoase):1. titanul este un material reactiv. Aceasta înseamnă că în aer, apă sau în contact

cu orice alt electrolit, se acoperă spontan cu un oxid pe suprafaţa metalului. Acest oxid este unul dintre cele mai rezistente minerale cunoscute, formând o peliculă densă ce protejează metalul de atacul chimic, incluzând şi atacul agresiv al lichidelor organismului.

Titanul este „inert” în ţesuturi. Stratul dens de oxid, în contact cu ţesuturile, este practic insolubil; în mod particular, nu se eliberează ioni ce ar putea reacţiona cu moleculele organice.

2. titanul posedă bune proprietăţi mecanice. Duritatea sa este foarte apropiată de cea a oţelului inoxidabil, folosit pentru implantele chirurgicale purtătoare de sarcină. Titanul este multe ori mai dur chiar decât osul cortical sau dentina, permiţând realizarea implantelor dentare de formă subţire, care sunt capabile să suporte sarcini mari. Foarte important este şi faptul că metalul este rezistent şi malebil, ceea ce îl face insensibil la o solicitare de şoc.

3. titanul nu se comportă pasiv în ţesuturi şi în os, osul creşte pe suprafaţa rugoasă şi se leagă de metal, o reacţie ce, în mod normal, este atribuită doar materialelor aşa-numite bioactive.Această ancorare anchilozantă, deseori numită osteointegrare, formează cea mai bună bază posibilă pentru implant dentar funcţional, care se poate opune tuturor tipurilor de solicitări posibile, de exemplu forţe de tensiune, compresive şi de distribuţie.

Solubilitatea oxizilor metalici în electroliţi variază.Oxidul de titan este solubil numai în acizi cu pH2 şi în soluţii puternic alcaline. În

soluţii neutre solubilitatea este de numai 3 micro molar (echivalentul unei molecule de hidroxid de titan în 19 milioane de molecule de apă).

Chimiştii susţin că speciile dizolvate sunt hidroxizii fără sarcină electrică.Aşa cum a fost demonstrat anterior, rata scăzută a coroziunii nu este suficientă pentru

garanta compatibilitatea, nici doza elementară nefiind singurul factor determiant. Se pare că, la fel de importantă este şi toxicitatea intrinsecă a elementelor şi capacitatea lor de a forma macromolecule (Zitter, Luctay şi Venugopal; Steinemann şi Perren). Mecanismele reacţiilor acestui tip sunt bine cunoscute. Este sau nu posibilă transformarea unui hidroxid al unui metal într-o proteină – metal, potenţial toxică? Datele chimice pentru titan, zirconiu, niobiu şi tantal

arată că complexele organice ale acestui tip sunt puţin probabile şi, este de asemenea cunoscut că, dacă există compuşii organo-metalici ai acestor elemente, sunt instabili.

Titanul ca material pentru implantePrin experienţe clinice s-a comparat titanul cu ceramicile oxid de aluminiu şi aşa-

numitele materiale bioactive, cum ar fi: Bioglass şi Hidroxiapatita sintetizată.Comportamentul chimic al titanului este detrrminat doar de oxidul său de suprafaţă.

Datele de fiziologie disponibile trebuie interpretate în lumina acestui fapt. Omul ingeră cantităţi considerabile de titan pe zi, sub multe forme chimice. Aproximativ 40% din cantitatea totală ingerată sau aproximativ 30μg pe zi sunt metabolizate. Chiar dacă această exemplificare nu este destul de fidelă, este clar că această cantitate este mult mai mare (de aproximativ 10000 de ori) decât cea „livrată” de oxidarea unui implant de titaniu. De aceea, prezenţa unui implant de titaniu este irelevantă faţă de „cantitatea” totală de titan din organism, iar reacţii sistemice (alergii) sau depuneri în organe nu se manifestă. În plus, timpul de înjumătăţire biologic (320 zile) este mult prea scurt pentru ca titanul să se acumuleze în organism.

Concentraţiile raportate sunt de multe ori mai mari decât nivelele normale pentru titan în ţesuturile din jurul implantelor singulare şi, în mod particular, în legătură cu discurile fracturate. Sunt observate impregnări inter şi intracelulare, sursa o constituie fie reziduurile de la tratarea suprafeţei implantului, fie produşi de frecare mecanică, deoarece implantele sunt în contact strâns cu osul. În ciuda acestei impregnări, funcţionarea celulei nu a fost împiedicată (Riede şi colab., Simpson şi colab). Chiar şi particulele fine ale frecării sunt inerte.

Acoperirea cu plasmăMotivul pentru care s-a apelat la acoperire este acela, de a produce o suprafaţă aspră a

implantului, care dă o putere mai mare de ancorare în os. Procesul industrial nu este nou şi este folosit atât pentru metale cât şi pentru ceramică. El se realizează astfel: un gaz inert este suflat printr-un arc electric intens încălzit, iar materialul de acoperire, în acest caz titaniu – hibrid, este introdus în gazul extrem de fierbinte. Gazul inert se descompune în ioni şi electroni în arc; fizicienii descriu această stare ca fiind plasma.

Titanul-hibrid se descompune şi formează picături de metal topit, care sunt proiectate pe suprafaţa implantului pentru a forma un strat. Stratul are o grosime tipică de 20-30 μm, cu o rugozitate de aproximativ 15μm.

Această variaţie se datorează pe deplin porozităţii stratului. Stratul de plasmă are o suprafaţă efectivă de 12 ori mai mare decât o bucată de titan solid, de dimensiune identică.

Osteointegrarea titanuluiEfectivitateaO legătură solidă este observată in vivo între implantul de titan şi os. Această ancorare

anchilzantă denumită şi osteointegrare este acceptată azi ca fiind o metodă foarte promiţătoare de stabilizare a implantelor endoosoase şi a endoprotezelor.

Histologic, osteointegrarea este recunoscută prin prezenţa osului regenerat, în imediata apropiere a suprafeţei de metal. Este remarcabil că intensităţile relative ale Ca şi P sunt constante, ceea ce reprezintă o bună indicaţie că ţesutul osos este perfect mineralizat. Analizele cantitative asupra zonei de contact, arată că osul s-a apropiat la mai puţin de 0,5μm de suprafaţa metalului, lăsând un spaţiu foarte redus care este prea mic pentru prezenţa oricărui ţesut organizat între os şi metal. Osteointegrarea trebuie să fie un proces care funcţionează la nivel molecular.

Implantul şi, de acum încolo implantul/suprafaţa osoasă este solictat în toate direcţiile posibile. Sarcina poate fi direcţionată de-a lungul interfeţei, ca forţă de distribuţie sau ca

tensiune sau compresiune. Cele mai multe solicitări sunt complexe, în sensul că sunt constituite din componente de distribuţie sau de tensiune sau compresiune, depinzând de direcţia solicitării.

Duritatea ancorării implantului de titan nu poate ajunge niciodată la cea a osului. Distribuţia maximă a interfeţei este de aproximativ 1/3 din cea a osului cortical, iar tracţiunea este aproximativ egală cu puterea de tracţiune a osului spongios. Totuşi, acestea sunt rezultate bune. Cât de mari sunt forţele funcţionale care pot fi suportate de un implant tipic?

Forţe axiale de 100 de kg şi forţe orizontale de aproximativ 15 kg sunt suficiente pentru a fractura un implant lung, cilindric, cu diametru de 4 mm şi cu lungimea de 10 mm. O astfel de ancorare poate fi corect descrisă ca „anchilotică”.

Experienţa clinică a arătat, că implantele ar trebui mai întâi solicitate doar la aproximativ 3-4 luni postimplantar. Microdeplasările par să disturbe procesul de osteogeneză; aceasta este valabil atât pentru titan, cât şi pentru materialele bioactive, cum sunt bioglassul şi fosfaţii.

Osteointegrarea prezintă o perioadă de latenţă de aproximativ 20 zile, pentru ca apoi, osul să înceapă să crească pe suprafaţa rugoasă a implantului, timp de aproximativ 100 de zile. Acest proces poate fi urmărit prin documentare secvenţială. Folosind această tehnică, în faza de vindecare târzie a implantului dentar, s-a demonstrat că remodelarea osoasă se manifestă dinspre suprafaţa metalului spre exterior, o indicaţie clară de osteointegrare totală.

Modelul unei legăturiConform lui Hench, un material bioactiv induce o reacţie biologică specifică la

suprafaţa sa, ceea ce are drept rezultat formarea unei legături între implant şi ţesut sau os. Reacţia intensă între metal şi ţesutul viu indică clar prezenţa unei legături fizico-

chimice autentice.Albrektsson a utilizat microscopia electronică înalt rezolutivă, pentru a studia interfaţa

os-titan. El a descoperit un strat sau o matrice 220 nm grosime şi apoi, la o distanţă de 100 nm fibre de colagen masiv mineralizate; între ele, fibrilele şi depozitele minerale nu erau organizate. Componentele principale ale substanţei fundamentale osoase sunt proteoglicanii, molecule gigante, de aproximativ aceeaşi dimensiune ca regiunea de contact.

Biochimiştii au identificat aceste substanţe ca fiind „lipiciul” dintre celulele cât şi „lipiciul” dintre celulele şi celelalte suprafeţe, incluzând şi acelea ale corpurilor străine.

Aceste descoperiri au dus la un model pentru legătura la scară atomică şi moleculară. „Lipirea” ţesutului sau a biomoleculelor de titan sau, mai corect, la suprafaţa acestuia,

este caracteristică. Pe de altă parte, s-au observat doar pe aşa-numitele substanţe bioactive (bioglass, hidroxiapatită) dar nu şi la plastic, oxid de aluminiu sau alte metale utilizate în chirurgia osoasă.

Mase ceramice Denumirea de “ceramică” include toate materialele solide care se obţin prin tratament

termic (sintetizare la temperaturi de peste 8000C) din substanţe anorganice, nemetalice.Abandonarea metalelor în stomatologie face parte din cercetările de avangardă ale

acestei specialităţi. Bimetalismul, metalozele ca şi o serie de aspecte de biocompatibilitate au dus la ideea înlocuirii metalelor de către mase ceramice cu proprietăţi înalte, dintre care se remarcă cele pe bază de Al2O3 şi mai ales ZrO2. Astfel, metalele tind să fie înlocuite din domenii în care deţineau supremaţia de peste un secol.

Prin urmare, masele ceramice utilizate în implantologia endoosoasă sunt pe bază de: oxid de aluminiu (Al2O3) – bioinactiv; oxid de zirconiu (ZrO2) – bioninactiv fasfat de calciu – bioinactiv.

Ceramicile aluminoase şi cele pe bază de ZrO2 produc osteogeneză de contact, deci în jurul implantului se va depune os lamelar, rezistent din punct de vedere mecanic.

Ceramicile pe bază de fosfat de calciu, ca şi ceramica sticloasă de altfel, produc osteogeneză de legătură. Prin eliberarea de ioni de calciu şi fosfat în mediul înconjurător şi absorbţia acestora de către masa ososasă se realizează o legătură fizico-chimică între implant şi substratul osos.

Ceramică pe bază de oxid de aluminiuCeramica aluminoasă este o masă ceramică care are în compoziţia sa mai mult de 85%

oxid de aluminiu. În general, în implantologie se utilizează o masă ceramică cu 99,7% oxid de aluminiu (Biolox, Frialit, Bionit), restul fiind reprezentat de oxid de magneziu, care împiedică creşterea peste măsură a granulaţiei în timpul cristalizării. Ca şi materie primă se utilizează pulbere de oxid de aluminiu de puritate crescută compactată la presiune înaltă şi sintetizată ulterior la temparaturi de 1600-18000C, temparatura de topire a Al2O3 fiind de 20500C.

Corpul implantului din ceramică policristalină este format din cristale de carborund de 3-5 μm grosime, asemănătoare ca şi compoziţie chimică cu safirul şi rubinul. Aceste cristale sunt ataşate unele la altele, formând o structură aproape fără pori. De aceea, în cazul maselor ceramice pe bază de Al2O3 se poate vorbi de un polisafir (Dorre, 1991).

În faza cristalină a Al2O3 distanţele atomice sunt minime, rezultând o energie de legătură maximă. Acest lucru explică stabilitatea chimică deosebită şi rezistenţa electrică crescută a acestor mase ceramice.

În ce priveşte proprietăţile mecanice, ceramica pe bază de oxid de aluminiu se deosebeşte esenţial de metale. Astfel, implantele din ceramică aluminoasă au o duritate extrem de crescută, care permite o eventuală prelucrare doar cu instrumente diamantate, sub jet de apă, o rezistenţă la compresiune cu mult peste cea a implantelor metalice şi un modul de elasticitate crescut. Din păcate rezistenţele la încovoiere şi tracţiune sunt relativ scăzute, ceea ce are drept urmare imposibilitatea realizării unor implante cu forme glacile, deoarece apare pericolul de fractură.

Rezistenţa electrică crescută este cea mai importantă proprietate prin care masele ceramice aluminoase se deosebesc de metale.

Ceramica monocristalină pe bază de Al2O3 realizată de japonezi (Kawahara, 1980) prezintă o stabilitate mecanică crescută, rezistenţa la încovoiere fiind de trei ori mai mare decât la ceramică Al2O3 policristalină.

Ceramică pe bază de oxid de zirconiu În scopul îmbunătăţirii proprietăţilor mecanice ale maselor ceramice ale maselor ceramice pe bază de oxizi au fost încercate experimental şui clinic ceramicile pe bază de oxid de zirconiu. Astfel, au fost testate aşa-zisele mase ceramice pe bază de oxid de zirconiu parţial stabilizate, la care s-a adăugat oxid de ytriu sau oxid de magneziu ca stabilizator. pentru ambele forme au fost descrise proprietăţi mecanice superioare (Christel 1989, Garvic 1984), rezistenţa la încovoiere fiind dublă faţă de cea a ceramicilor pe bază de oxid de aluminiu. De asemenea, avantaje alemaselor ceramice pe bază de oxid de zirconiu faţă de cele pe bază de oxid de aluminiu sunt stabilitatea mecanică superioară şi o radioopacitate asemănătoare implantelor metalice.

Problemele care pot apare în cazul implantelor din ceramică pe bază de oxid de zirconiu sunt stabilitatea biologică controversată şi eventuala radioactivitate a acestor ceramici, dată de impurităţile de oxid de uraniu şi toriu, care sunt prezente îndeosebi în nisipul de oxid de zirconiu din Africa de Sud, utilizat ca materie primă pentru obţinerea de mase ceramice. Această radioactivitate poate fi exclusă prin alegerea cu grijă a materiilor prime de obţinere a maselor ceramice şi prin analize calitative corespunzătoare a materialului

finit. Deşi Institutul Central de Cercetări Nucleare Julich a certificat încă din 1988 că radioactivitatea maselor ceramice pe bază de oxid de zirconiu este sub limita inferioară acceptabilă, totuşi implantele realizate din acest material nu au găsit o răspândire clinică largă şi datorită preţului lor ridicat (un implant Sigma costă aproximativ 800 franci elveţieni).

Ceramica pe bază de fosfat de calciu şi ceramica sticloasăCu scopul de a creşte biocompatibilitatea în sensul unei adaptări fizico-chimice a

materialelor de implantare la substratul osos au apărut biomaterialele de generaţia a treia. Acestea sunt materiale bioactive care provoacă o interacţiune pozitivă între implant şi ăatul osos, generând aşa-numita osteogeneză de legătură. Au fost testate trei grupe de materiale din acestă generaţie:

mase ceramice sticloase bioactive şi biosticle; mase ceramice pe bază de TCP; mase ceramice pe bază de HA.

Reactivitatea tisularăReactivitatea tisulară în cazul tuturor maselor ceramice este caracterizată prin

depunere de ţesut osos nou format pe suprafaţă şi în pori, fără interpunere de ţesut conjunctiv. Depunerea osoasă observată la nivelul porilor este de tip centripet şi se pare că se datoreazăunui efect stimulativ al materialului în sine. O serie de implante funcţionează ca adevăraţi catozi care atrag ionii de Ca2+. Datorită acestei depuneri osoase centripete, spre deosebire de cea centrifugă observată în cazul celorlalte materiale de implante, se presupune ca masele ceramice pe bază de fosfat de calciu au proprietăţi osteoinductive, care, după Newesleys-ar dtora osteotropiei structurale.

Stabilitatea biologicăPrezenţa de ioni străini influenţează, de asemenea, stabilitatea biologică a maselor

ceramice. Astfel, ionii de magneziu cresc stabilitatea maselor ceramice pe bază de TCP, iar cei de fluor pe cea a ceramicilor de HA. Stabilitatea biologică scade odată cu diminuarea valorii pH-ului mediului înconjurător, ceea ce explică stabilitatea crescută a maselor ceramice într-un mediu inflamator (Heughebaert şi Bonel, 1986).

Biolabilitatea, respectiv instabilitatea biologică reprezintă o problemă a acestor materiale de generaţie nouă. Pe de o parte este de dorit o uşoară solubilizare sau resorbţie superficială a materialelor de implant pentru inducerea proceselor de remaniere osoasă, iar pe de altă parte trebuie evitată solubilizarea completă a implantelor inserate.

Stabilitatea mecanicăProprietăţile mecanice necorespunzătoare ale maselor ceramice pe bază de fosfat de

calciu au condus la utilizarea acestora doar ca materiale de substituţie osoasă (implante de adiţie) şi pentru acoperirea implantelor metalice.

Materiale utilizate în tehnicile de augmentare osoasăÎn tehnicile de augmentare osoasă (numită şi regenerare osoasă ghidată - ROG) se

utilizează cu precădere două tipuri de materiale: - implantele de adiţie şi membranele. Şi la ora actuală acestea sunt într-un continuu proces de optimizare şi perfecţionare, experimentându-se în permanenţa noi tipuri de materiale care să întrunească cât mai multe dintre condiţiile cerute (biocompatibilitate, manipulare uşoară, preţ de cost redus).

Materiale de adiţie osoasăÎn ultima perioadă tehnicile de regenerare osoasă ghidată sunt utilizate tot mai des în

diferite situaţii clinice. Astfel prin ROG se poate obţine: un substrat osos favorabil inserării implantelor; un oarecare control al atrofiei crestelor alveolare; refacerea unor defecte osoase.

Diversitatea tehnicilor de regenerare tisulară nu ar fi fost posibilă fără dezvoltarea şi punerea la punct a unor procedee care să permită obţinerea de noi tipuri de materiale.

Toate materiale utilizate în ROG în scopul substituirii ţesutului osos constituie o nouă clasă de materiale cunoscute sub numele de implante de adiţie. Acestea, în funcţie de sursa de provenienţă şi de structura lor sunt clasificate în: materiale autologe, omologe, heterologe şi substituienţi sintetici de os.

Materiale autologeMaterialele autologe (transplantele autogene)sunt reprezentate de fragmente de ţesut

osos recoltate şi transplantate la acelaşi individ. Mai exact sediu de recoltare şi locul de inserare aparţin aceluiaşi individ (organism). Această tehnică a fost şi este folosită în ortopedie de multă vreme.

Materialele autologe se pot clasifica în funcţie de regiunea de recoltare în: intraorale sau extraorale.

Transplantele autologe (autogene) intraorale:Transplantele autogene de dinţiu au fost practicate de foarte mult timp, dinţii aceluiaşi

individ fiind replantaţi sau transplantaţi se încorporează în os, cu timpul însă apare resorbţia rădăcinii lor. Transfixarea acestor dinţi le poate oprelungii într-o oarecare măsură persistenţa pe arcade, procedeul neinfluenţând însă resorbţia rădăcinilor.

Există şi posibilitatea efectuării unor osteo-dento-transplante autogene, când reuşitele sunt mai longevive dacă interfeţele transplantului sunt exclusiv ososase. Primele rezultate semnificative cu privire la recoltarea intraorală de ţesut osos a fost raportată pentru prima dată în 1960.

Sediile de recoltare intraorală pot fi: tuberozitatea maxilară, mentonul sau crestele edentare.

Transplante autogene extraoraleÎn recoltările extraorale se preferă spongioasa şi medulară prin creasta iliacă, datorită

potenţialului osteogen ridicat. Acest tip de transplante prezintă avantajul că fragmentele osoase obţinute sunt suficient de mari, sunt constituite dintr-o corticală şi un miez spongios asemănător ca dispoziţie structurală cu oasele maxilare. Mai există şi alte zone se recoltare a grefelor osoase extraorale cum ar fi epifiza tibiei şi calota craniană.

Materiale omologeTransplantele de os alogen se realizează între indivizii diferiţi din punct de vedere

genetic ai aceleiaşi specii. Se descriu trei tipuri de os alogenuman care se pot obţine de la banci de os:

spongioasă refrigerată conţinând medulară din creasta iliacă şi os spongios crioconservat din capul femural;

os alogen refrigerat şi uscat – FDBA – (freeze dried bone alografts); os demineralizat refrigerat şi uscat – DFDBA (demineralized freeze dried

bone allgrafts).

Utilizarea bosului alogen este foarte limitată datorită procedurii complicate de a găsi potenţiali donatori, necesitând efectuarea probelor de compatibilitate pentru a evita respingerea implantului de către organism şi transferul de maladii. Materialul osos necesar pentru producţia de os alogen refrigerat şi uscat – freeze dried bine allografts (FDBA) şi os demineralizat refrigerat şi uscat – demineralized freeze dried bone allofrafts (DFDBA) se recoltează în 24 ore post-mortem şi parcurge un număr de etape succesive fizice şi chimice de liofilizare.

Substituienţi sintetici de os În istoria modernă a stomatologiei, decenii de-a rândul, gipsul sterilizat a fost utilizat

ca suibstituient sintetic de os. Defecte osoase importante care rezultau în urma cistectomiilor (chisturi mari şi/sau gigante) sau a unor tumori benigne erau umplute cu gips. Am avut ocazia să văd asemenea cazuri după 10, 20 şi chiar 30 ani de la inserarea materialului care în aceste intervale nu a generat nici o reacţie fiind foarte bine tolerat. De altfel, există o tendinţă de a reactualiza metoda, bineînţeles, cu produse mai sofisticate de CaSO4. Un exemplu în acest sens fiind produsul Hapset (Lifecare Biomedical SUA) care conţine 35% sulfat de calciu semihidratat.

Materiale sintetice de augmentare osoasă pe bază de biosticlăStratul superficial al biosticlelor conţine ioni de fosfat , care influenţează pozitiv

cristalizarea hidroxiapatitei şi cristale de cuarţ care determină precipitarea dirijată a proteinelor pe suprafaţa lor.

Datorită faptului că stratul superficial al biosticlelor prezintă un grad variabil de solubilitate, îbn funcţie de compoziţia chimică, succesul lor pe termen lung este redus. Prin creşterea conţinutului de elemente alcaline se obţine o reactivitate osoasa superioară dar care concomitent creşte şi solubilitatea biosticlelor.

Materiale sintetice de augmentare osoasă pe bază de fosfat tricalcic (TCP)Ceramicile pe bază de fosfat tricalcic (TCP) se pot obţine din hidrogen fosfat de calciu

şi carbonat de calciu prin sinterizare la 12000C.Materiale sintetice de augmentare osoasă pe bază hidroxiapatită (HA)Ceramicile pe bazî de Ha au o importanţă clinică deosebită ca materiale de augmentare

fie ca implante de adiţie pentru acoperirea implantelor endoosoase metalice, înclocuind în acest sens ceramicile pe bază de TCP datorită proprietăţilor mecanice superioare. În prezent, hidroxiapatita este larg utilizată ca material de augmentare osoasă fiue asociată cu materiale osoase autogene fie ca atare.

Membrane utilizate în tehnicile de augmentare osoasăÎn regenerarea osoasă ghidată (ROG) se utilizează constant o serie de folii din

diferite materiale (care se resorb sau nu în timp), pentru izolarea defectului osos pe parcursul refacerii acestuia. Acest folii sunt cunoascute sub numele de membrane. Aşadar, membranele sunt bariere confecţionate din diferite materiale resorbabile sau neresorbabile care separă defectul osos umplut (refăcut) sau nu cu materiale autologe, omologe, heterologe sau aloplastice, de lambiul muco-periostal .

Pe lângă rolul de contenţie al implantelor de adiţie enumerate mai sus, membranele împiedică proliferarea celulelor epiteliale din lamboul muco-perioastal spre defectul osos, proliferare care poate compromite o regenerare ososasă de calitate.

Membranele în funcţie de materialul din care sunt confecţionate se clasifică în: neresorbabile: fibre de celuloză hibridă, latrex, politetrafluoroetilen expandat

(PTFE-e), care trebuiesc îndepărtate după o anumită perioadă, printr-o nouă intervenţie;

resorbabile: pot fi sintetice (polimeri sintetici, de exemplu acid polilactic, copolimeri ai acizilor glicolic sau lactic) sau naturale (colagen) şi care nu necesită a fi îndepărtate printr-o nouă intervenţie.

Mijloace de menţinere a membranelor de augmentare osoasăPentru augmentarea stabilităţii primare a membranelor pe lângă mijloasele care

conferă o fixare primară a acestora (sutură, aderenţă prin procese de coagulare, compresiune periferică a mucoasei) au fost imaginaţi pini de dimensiuni reduse care se inseră prin membrană intraosos realizând o fixare mecanică mai bună a acesteia. Din punct de vedere al desingn-ului pot fi comparaţi cu pionezele. Până în prezent sunt descrise două tipouri de pini:

neresorbabili, realizaţi din materiale neresorbabile (exemplu: titanul) Frios (Friatec, Germania) Menfix (Intitute Straumann, Elveţia)

resorbabili, realizaţi din materiale resorbabile (exemplu: acid polilactic) Resor-Pin (Geistlich, Elveţia) Lead Fix (Calcitek, SUA).

TITANUL ÎN PROTETICA IMPLANTOLOGICĂ

Titanul este indicat şi pentru realizarea suprastructurilor pe implante din titan, din cel puţin două motive: apariţia curenţilor galvanici între materialul implantului şi materialul suprastructurii este împiedicată; elasticitatea suprastructurilor din titan permite o solidarizare mai puţin rigidă a pilierilor, considerent cu atât mai important cu cât întinderea punţii este mai mare, şi mai cu seamă la mandibulă, care în cursul actului masticator suferă deformări elastice.

Utilizarea titanului este salutară atât la confecţionarea RPF şi demontabile, cât şi în cazul realizării protezelor mobilizabile ancorate pe implante, tehnicile de menţinere magnetică revenind în actualitate şi în acest domeniu.

Protetica implantologică reprezintă o secţiune relativ recentă a proteticii, caracterizându-se prin materiale şi tehnici aparte, datorită unor particularităţi legate în principal de stâlpi lipsiţi de periodonţiu care transmit direct solicitările osului. În aceste condiţii, forţele recepţionate de implante vor fi mai mari decât solicitările corespunzătoare dinţelor naturali. Astfel, suprasolicitările de diferite cauze la nivelul suprastructurii, se vor transmite direct osului, cu posibilitatea apariţiei în timp a periimplantitelor sau chiar a fracturii implantelor.

O problemă majoră în realizarea suprastructurii protetice pe implante este legată de obţinerea adaptării pasive (“pasive fit”) care să prevină apariţia oricăror solicitări la nivelul stâlpilor implantari atunci când suprastructura , respectiv mezostructura este fixată în poziţie. O astfel de precizie este însă greu de obţinut. În acest sens utilizarea elementelor prefabricate din titan, a unor materiale de amprentă şi model extrem de fidele (gume polieterice la amprentare, gipsuri din clasa a IV-a la realizarea modelelor, preparate corespunzător în vacuum-malaxor) ca şi a unor procedee tehnologice alternative cum ar fi electroeroziunea, procedeele CAD/ şi sudura cu laser sunt salutare.

Materialele din care se confecţionează suprastructurile pot influenţa distribuţia stresului datorită modulului lor diferit de elasticitate (care, în ordine crescătoare, se prezintă astfel: aliaje nobile, titan, Co-Cr). Efectul modulului de elasticitate al acestor materiale este direct proporţional cu lungimea corpului de punte.

Datele de stimulare numerică au permis enunţarea unor concluzii, referitoare la utilizarea diferitelor materiale pentru suprastructurile protetice agregate pe implante sau mixt, precum şi la oportunitatea folosirii rupturilor de forţe:

1. Pentru agregările pur implantare, varianta favorabilă este cea în care suprastructura este realizată din materiale cât mai rigide, cum sunt aliajele Co-Cr, titanul caracterizându-se printr-un comportament intermediar, în timp ce aliajele nobile sunt mai puţin recomandate.

2. În agregările mixte dento-implantare, varianta favorabilă este reprezentată de materiale cu modul de elasticitate scăzut (Au şi Ti), în timp ce utilizarea aliajelor Cr-Co nu este recomandată. Excepţie fac situaţiile agregărilor mixte cu afectarea parodontală a stâlpilor naturali, unde superastructura jocă un rol de şină de imobilizare.

3. Utilizarea rupturilor de forţă, în cazul restaurărilor protetice fixe agregate mixt este benefică în situaţia suprastructurilor realizate din materiale metalice cu modul de elasticitate crescut (aliaje Co-Cr), nefiind necesari în condiţiile suprastructurilor din aliaje nobile şi titan (cu modul de elasticitate scăzut).

Utilizarea unor procedee tehnologice alternative cum ar fi electroeroziunea, procedeele CAD/CAM, combinate cel mai adesea cu metoda sudurii cu laser este de

asemenea salutară în vederea obţinerii adaptării pasive, sub rezerva preţului foarte ridicat al acestor instalaţii.

În ceea ce priveşte placarea componentelor metalice ale RPF implanto-purtate se preferă materiale compozite şi sistemele tip ceromer, datorită unor avantaje legate de posibilitatea amortizării solicitărilor, asigurarea unei legături durabile titan-compozit, rezultatul estetic fiind mai mult decât mulţumitor .