На правах рукописи

УДК: 616.216.1-002-089.001.8

Лазарев Александр Юрьевич

Получение и комплексная оценка свойств минералнаполненных композитов на основе полимеров – полиметилметакрилата и сверхвысокомолекулярного полиэтилена, для костной пластики в челюстно-лицевой области

14. 00. 21 –Стоматология

14. 00. 16 –Патологическая физиология

Автореферат

диссертации на соискание ученой степени

кандидата медицинских наук

Москва – 2008

Работа выполнена в ГОУ ВПО «Московский государственный медико-стоматологический университет Росздрава»

Научные руководители:

Заслуженный деятель науки РФ

доктор медицинских наук, профессор Воложин Александр Ильич

доктор медицинских наук, профессор Чергештов Юрий Иосифович

Официальные оппоненты:

доктор медицинских наук,

профессор, зав. кафедрой

детской хирургической

стоматологии и челюстно-лицевой

хирургии МГМСУ Топольницкий Орест Зиновьевич

доктор биологических наук,

профессор, профессор кафедры

биологии, паразитологии и генетики

ММА им. И.М.Сеченова Вальцева Инга Алексеевна

Ведущая организация:

ФГУ “Центральный научно-исследовательский институт стоматологии и челюстно-лицевой хирургии Росмедтехнологий”

Защита состоится __________2008 года в______часов на заседании диссертационного совета Д 208.041.03 при ГОУ ВПО «Московский государственный медико-стоматологический университет Росздрава» по адресу: 127473, Москва ул. Делегатская, д. 20/1

С диссертацией можно ознакомиться в библиотеке ГОУ ВПО МГМСУ Росздрава (125206, Москва, ул. Вучетича, д. 10а).

Автореферат разослан « » 2008 г.

Ученый секретарь диссертационного Совета,

кандидат медицинских наук М.А. Зоткина

Общая характеристика работы

Актуальность проблемы

Актуальной проблемой медицины является разработка остеопластических материалов для замещения костных дефектов. С этой целью активно разрабатываются различные биостабильные и резорбируемые, а также комбинированные синтетические биосовместимые композиционные материалы, близкие по физико-механическим свойствам костной ткани. Среди биостабильных композитов важная роль принадлежит полиметилметакрилату, сверхвысокомолекулярному полиэтилену и полиамиду-12. Данные композиты используются в практической стоматологии и других областях медицины (Дробышев А.Ю., 2001; Бондаренко В.А., Краснов А.П., и др. 2002; Бондаренко В.А. и др., 2003; Shikinami, M. Okuno, 2001). Для усиления биосовместимости, физико-механических свойств и остеоинтегративности в состав полимеров вводят синтетический гидроксиапатит (Чергештов Ю.И., 2000; Воложин А.И., 1997-2005; Krasnov A.P. и соавт., 2003). В механизме действия гидроксиапатита важная роль принадлежит его способности сорбировать эндогенные факторы остеогенеза, такие как морфогенетические протеины и пептиды (Десятниченко К.С. и соавт., 2000). От этих веществ в значительной мере зависит эффективность костной пластики при замещении дефектов костей скелета, в том числе в челюстно-лицевой области. В многочисленных работах, выполненных в данном направлении, использованы кристаллы синтетического гидроксиапатита (Бирюкбаев Т.Т., 2002; Алиев А.У., 2002; Немерюк Д.А., 2002; Свирко Е.В., 2002; Топольницкий О.З., 2002; Воложин А.И., Григорьян А.С., 2002; Григорьян А.С., Кулаков А.А., Воложин А.И. и соавт., 2003; Григорьян А.С., Воложин А.И., Краснов А.П. и соавт., 2003.).

Применительно к цели и задачам нашего исследования следует выделить работы Е.В. Свирко (2002) и Д.А. Немерюка (2002), которые разрабатывали и экспериментально изучали композиции плотного и пористого сверхвысокомолекулярного полиэтилена и гидроксиапатита для костной пластики в челюстно-лицевой хирургии. В этих и других исследованиях использован ГАП размером около 5-10 мкм, кроме того, недостаточно полно изучены физико-механические свойства биостабильных наполненных полимеров, что играет принципиально важную роль для планирования их применения в челюстно-лицевой области в качестве имплантационного материала.

Анализ данных литературы показывает, что дальнейшее увеличение физико-механических свойств, биосовместимости и остеоинтеграции имплантатов из минералнаполненных полимеров может быть осуществлено путем применения ГАП разного гранулометрического состава. Такая возможность была показана на примере биорезорбируемого полимера - полилактида (Жарков А.В., Краснов А.П., Воложин А.И., 2005; Жарков А.В., 2006). В отношении биостабильных имплантационных материалов таких исследований проведено не было, что определяет теоретическую и практическую направленность планируемой работы. Но для решения этой проблемы необходимо проведение специальных лабораторных и экспериментальных доклинических исследований, что определило цели и задачи нашей работы.

Цель исследования: определить оптимальный состав биостабильных минералнаполненных композитных материалов на основе Сверхвысокомолекулярного полиэтилена и Полиметилметакрилата для замещения костных дефектов в челюстно-лицевой хирургии, провести оценку их физико-механических и остеоинтегративных свойств в эксперименте.

Задачи работы

1. Исследовать дисперсность и степень полидисперсности наполнителя (ГАП) на лазерном анализаторе размеров частиц. Определить влияние дисперсной и ультрадисперсной формы ГАП, введенной в состав СВМПЭ на предел прочности при изгибе и ударную вязкость образцов композита.
2. Изучить влияние дисперсной и ультрадисперсной формы ГАП, введенной в состав ПММА на показатели: предел прочности при изгибе, ударную вязкость образцов композита.
3. Исследовать роль дисперсной и ультрадисперсной формы ГАП в изменении физико-механических свойств СВМПЭ и ПММА: удельную ударную вязкость, микротвердость поверхности, плотность и твёрдость образцов композитов.
4. Провести термомеханические испытания текучести полимеров и ГАП-наполненных полимерных систем на основе СВМПЭ и ПММА.
5. Определить величину краевого угла смачивания полимеров и ГАП-наполненных полимерных систем на основе СВМПЭ и ПММА.
6. Использовать сканирующую электронную микроскопию для структурных исследований полимеров и ГАП-наполненных полимерных систем на основе СВМПЭ и ПММА.
7. Оценить в эксперименте остоинтегративную способность ГАП-наполненных полимерных систем на основе ПММА в зависимости от гранулометрического состава ГАП: дисперсного и ультрадисперсного.
8. Определить тканевые реакции нижней челюсти кроликов при имплантации в дефект ветви челюстной кости пластин ПММА, наполненных дисперсным, ультрадисперсным ГАП или их смесью.

Основные положения, выносимые на защиту

1. Существенное улучшение физико-механических и остеоинтегративных свойств биостабильных полимеров: СВМПЭ и ПММА, используемых в качестве имплантационного материала в челюстно-лицевой области, происходит в результате введения в их состав 15% дисперсного и 15% ультрадисперсного ГАП.
2. В результате введения ГАП-уд в состав СВМПЭ его высокотемпературная деформация существенно снижается, достигая 40%, что обусловлено повышением вязкости композиции вследствие значительно более высокого насыпного объема ГАП-уд из-за его низкой плотности по сравнению с ГАП-д.
3. После кипячения твердость образца СВМПЭ с ГАП-д снижается, изменения в образце с ГАП-уд отсутствуют, а показатели микротвердости уменьшаются у всех образцов. Эти эффекты объясняются проникновением воды вначале в поверхностные слои образцов по микроканалам, образованным в ассоциатах ГАП и в зоне «интерфейса» СВМПЭ – ГАП, разрыхляя и пластифицируя поверхностный слой. Более дефектная структура композита с ГАП-уд по сравнению с ГАП-д приводит к понижению показателей прочности и ударной вязкости композитов, среди которых лучшие результаты имеет композит ПММА со смесью 24% ГАП-д+ 6%ГАП.
4. Костно-фиброзная интеграция имплантатов из композитов ПММА+ГАП-д и ПММА+ГАП-уд. проявляется через 2 месяца после операции в области шурупов, которые плотно прикрепляют имплантат к кости. При использовании имплантатов из ПММА, содержащих 15% ГАП-д и 15% ГАП-уд костный компонент интеграции обусловлен прямым контактом минерализованных костных структур с поверхностью композита.
5. Имплантаты из ПММА, химически связанного с 15% ГАП-д и 15% ГАП-уд, вызывают падение интенсивности патологических эффектов; усиление интеграции в окружающих тканях; повышение остеогенетического потенциала костной ткани. По степени убывания патологических эффектов от воздействия имплантатов на окружающие ткани и эффективности инициирования построения костной ткани они могут быть расположены в следующий ряд: «чистый» ПММА (1), ПММА+30%ГАП-д (2), ПММА+30%ГАП-уд (3), ПММА +15% ГАП-д и 15% ГАП-уд (4).

Научная новизна

Впервые установлено, что физико-механические и остеоинтегративные свойства биостабильных полимеров: СВМПЭ И ПММА, существенно улучшаются путем введения в их состав 15% дисперсного и 15% ультрадисперсного ГАП. Научной новизной отличаются данные о существенной зависимости между размерами частиц ГАП и свойствами композитов. Введение ГАП-д в состав образца СВМПЭ вызывает снижение его деформации, что связано с повышением вязкости деформируемой системы в связи с введением жесткого минерального наполнителя. При введении ГАП-уд в состав СВМПЭ его высокотемпературная деформация продолжает снижаться вследствие дальнейшего повышения вязкости композиции, и обусловлено низкой плотностью ГАП-уд по сравнению с ГАП-д. Впервые установлено, что в результате кипячения композита СВМПЭ с ГАП («д» или «уд») вода в первую очередь проникает в поверхностные слои образцов по микроканалам, образованным в ассоциатах ГАП, разрыхляя и пластифицируя поверхностный слой. Более дефектная структура композита с ГАП-уд по сравнению с ГАП-д приводит к понижению показателей прочности и ударной вязкости композитов с ГАП-уд, среди которых лучшие результаты имеет композит ПММА со смесью 24% ГАП-д+ 6%ГАП. Использование композита ПММА с ГАП-уд приводит к более умеренным, чем в группе с ГАП-д, проявлениям воспалительно-деструктивных изменений, повышению активности остеогенетических процессов в области контакта имплантата с челюстью и интенсификации созревания новообразованной костной ткани.

Практическое значение

Для клинических испытаний в стоматологии и челюстно-лицевой хирургии предложены биостабильные композиционные материалы – минералнаполненные СВМПЭ и ПММА, содержащие ГАП в химической связи с полимером с применением полиакриловой кислоты. Для оптимизации остеоинтегративных процессов оптимальное содержание ГАП составляет 30% по весу композита. С целью повышения остеоинтегративных процессов и снижения патогенных эффектов инородного материала в состав композита следует вводить 15% дисперсного ГАП и 15% ультрадисперсного ГАП. Рекомендовано применение ГАП производства ЗАО НПО «Полистом». Разработанные биостабильные полимеры, наполненные минералом, могут быть рекомендованы для изготовления имплантатов при замещении врожденных и приобретенных дефектов костей лицевого скелета, контурной пластики, коррекции размеров альвеолярной кости и др. Создание новых апатитопластов с другими свойствами требует проведения дополнительных лабораторных и экспериментальных исследований.

Личное участие автора

Автором лично изучены физико-химические и механические свойства минералнаполненных композитов СВМПЭ и ПММА, а также их остеоинтегративные свойства. Цифровые данные автор обработал методами вариационной статистики. Соискателем лично проведены эксперименты на кроликах и изучены гистологические препараты с целью анализа репаративных процессов в челюсти под влиянием композитов.

Внедрение

Полученные данные используются в учебном процессе и в дальнейшей научной работе на кафедре патофизиологии стоматологического факультета и на кафедре госпитальной терапевтической стоматологии МГМСУ.

Апробация работы.

Основные положения и результаты исследований по теме диссертации доложены и обсуждены на совместном совещании сотрудников кафедр патологической физиологии стоматологического факультета, госпитальной хирургической стоматологии и челюстно-лицевой хирургии и кафедры госпитальной хирургической стоматологии и челюстно-лицевой хирургии ФПДО ГОУ ВПО МГМСУ Росздрава 27 марта. 2008 года.

Объем и структура диссертации.

Диссертация изложена на 155 страницах машинописного текста. Состоит из введения, главы «Обзор литературы», главы собственных исследований, Обсуждения результатов, выводов, практических рекомендаций, списка использованной литературы, включающего 56 российских и 58 иностранных авторов. В диссертации представлено 9 таблиц и 59 рисунков.

МАТЕРИАЛЫ И МЕТОДЫ ИССЛЕДОВАНИЯ

Исследование проведено в 2 этапа. На 1-м этапе изучено влияние гранулометрического состава гидроксиапатита (ГАП) на физико-механические и структурные свойства полимеров: Сверхвысокомолекулярного полиэтилена (СВМПЭ) и Полиметилметакрилата (ПММА). На 2-м этапе исследованы остеоинтегративные свойства ПММА в зависимости от гранулометрического состава ГАП.

Объекты и методы исследования физико-механических и структурных свойств полимеров

Сверхвысокомолекулярный полиэтилен (СВМПЭ). В работе использован СВМПЭ марки GUR 2140 с молекулярной массой 4000000. Мелкодисперсный порошок белого цвета.

Сополимер метилметакрилата - - линейный сополимер метилметакрилата (89%), этилметакрилата (8%) и метилакрилата (2%), пластифицированный дибутилфталатом (1%), полученный суспензионной полимеризацией.

Гидроксиапатит (ГАП). Са10(РО4)6(OH)2 - дисперсный гидроксиапатит ГАП–85–д (ГАП-д) и ультрадисперсный гидроксиапатит ГАП–85–уд (ГАП-уд). производства ЗАО ВПО «Полистом».

Приготовление образцов из СВМПЭ Композицию СВМПЭ с ГАП смешивали предварительно в ступке, а затем в течение 5-ти часов в смесителе типа «пьяная бочка». При наполнении СВМПЭ смесями ГАП-д и ГАП-уд их предварительно тщательно перемешивали в ступке. Образцы для испытаний получали методом компрессионного прессования при температуре 190°С, давлении 200-300 кг/см2 и выдержке 2 мин на 1 мм толщины изделия.

С целью оценки методом сканирующей электронной микроскопии структуры образцов СВМПЭ наполненных ГАП приготовлено 3 типа полимеров: 1 – содержащих 30% (по весу) ГАП-д, 2 - содержащих 30% ГАП-уд и 3 - содержащий 15% ГАП-д и 15% ГАП-уд. Композиты приготовлены в виде пластин размерами 20х10 мм и толщиной около 2 мм. Для физико-механических испытаний СВМПЭ соотношение ГАП-д и ГАП-уд было разным: СВМПЭ +30% ГАП-д СВМПЭ +30% ГАП-уд СВМПЭ +15% ГАП-д + 15% ГАП-уд СВМПЭ + 30% (80% ГАП-д + 20% ГАП-уд).

Приготовление образцов сополимера ПММА

а) Предварительная подготовка формы. Нижняя часть формы заливается гипсом, затем в нее укладываются эталонные образцы из полиэтилена. Пресс-форма выдерживается до застывания гипса на воздухе, затем в течение 30 минут в холодной воде, после чего верхняя часть формы заливается гипсом и выдерживается под прессом в течение 30 минут. Затем эталонные образцы извлекали, и образовавшиеся ячейки смазывали антиадгезионным лаком.

б) Приготовление композиции. Компоненты композиции тщательно перемешивали в присутствии этилового спирта (для гомогенного смешения) в фарфоровой ступке. Композицию высушивали в вакуумном шкафу в течение двух часов при температуре 500С. Затем в композицию добавляли мономер – ММА, смесь перемешивали до получения массы, имеющей консистенцию густой сметаны, которую заливали в ячейки пресс-формы.

в) Получение образцов. Пресс-форму помещали под пресс на 20 минут, затем закрепляли и опускали в водяную баню. Баня нагревалась в течение 30 минут до температуры 60°С и выдерживалась в течение часа, затем температура повышалась до 100°С и выдерживалась 1,5 часа. После охлаждения формы на воздухе образцы извлекали из формы.

Для физико-механических испытаний ПММА соотношение ГАП-д и ГАП-уд было аналогичным СВМПЭ: ПММА +30% ГАП-д ПММА +30% ГАП-уд ПММА +15% ГАП-д + 15% ГАП-уд ПММА + 30% (80% ГАП-д + 20% ГАП-уд).

Методы исследования

Испытания материалов на изгиб и ударную вязкость проводили на приборе типа "Динстат" по ГОСТ 17036-71. Предел прочности при изгибе (МПа) - максимальное изгибающее напряжение, возникающее при испытании образца, измеряемое величиной угла, образуемого положением до и после приложения нагрузки.

Удельную ударную вязкость вычисляли по формуле: А=100а/(bc), где А- удельная ударная вязкость, кДж/м2; где а- работа, затраченная на разрушение образца, кДж, b- ширина образца, мм, с- толщина образца, мм.

Микротвердость поверхности определяли вдавливанием алмазной пирамиды при помощи прибора ПМТ-3. Вдавливание проводили при малых нагрузках (0,5-20 г) индентором (алмазной пирамидой с квадратным основанием и углом при вершине между противоположными гранями 1360) в течение 10 с.

Испытания на твёрдость образцов по Бринеллю образцов проводили на твердомере ТП-1.

Термомеханические испытания Определение текучести полимеров и наполненных полимерных систем проводили на плоскостном пластометре ПП-1, работающем по принципу сжатия образца между параллельными плоскостями под действием постоянной нагрузки в условиях линейного подъема температуры.

Определение краевого угла смачивания (в начальный момент и через 5 минут) образцов проводили на инструментальном микроскопе типа МИИ-2 (малая модель) при увеличении 10х. В качестве стандартной жидкости была взята дистиллированная вода:

Определение плотности образцов проводили по изопропиловому спирту. Для этого предварительно взвешивали образцы на воздухе на аналитических весах, затем их взвешивали на аналитических весах в изопропиловом спирте.

Расчет плотности производили по формуле:

Где: Р возд - вес образца в воздухе; Р сп. - вес образца в спирте; Р кр. - вес крючка в спирте.

Структурные исследования полимеров проводили методом сканирующей электронной микроскопии на микроскопе JSM-5300 LV (Jeol). Образцы приклеивали на столики токопроводящим клеем, напыляли золотом в атмосфере аргона, все исследования проводили при ускоряющем напряжении 15 kV, при токе 57 А. Исследование всех образцов проводили на микроскопе Philips-515 (Голландия) при ускоряющем напряжении 15 kV.

Объекты и методы экспериментальных исследований

Из ПММА по стандартной технологии были изготовлены пластинки размером 0,8 х 1,5 см и толщиной 1,5 мм. Приготовлено 4 типа образцов: 1- из «чистого» ПММА, 2 – ПММА, содержащего 30% (по весу) ГАП-д, 3 – ПММА, содержащего 30% ГАП-уд и 4 – ПММА с 15% ГАП-д и 15% ГАП-уд. В процессе полимеризации в часть имплантатов был введен кристаллической гидроксиапатит (ГАП) фирмы «Полистом». ГАП был равномерно распределен в каждой пластинке. В качестве модификатора для химической связи использована полиакриловая кислота.

В эксперименте были использованы 24 половозрелых кролика весом около 3 кг, породы шиншилла. Под гексеналовым наркозом у кроликов выстригали шерсть в области ветви нижней челюсти справа. С соблюдением правил асептики делали разрез кожи, тупым путем обнажали угол и ветвь челюсти. В области угла челюсти с помощью фрезы, при малых оборотах с постоянным охлаждением физиологическим раствором, создавали дефект размером около 10 х 10 мм. Дефект закрывали одним из имплантатов, который фиксировали по краям к кости с помощью титановых шурупов через заранее приготовленные отверстия. Мягкие ткани укладывали на место, кожу ушивали. Для профилактики послеоперационных осложнений кроликам вводили антибиотики под кожу в течение трех дней. Кролики были разделены на 4 группы, соответственно типам имплантататов: 1-я группа – «чистый» ПММА, 2-я группа – ПММА+30% ГАПд, 3-я группа – ПММА+30% ГАП-уд, 4-я группа - ПММА+15% ГАПд, + 15%ГАП-уд. Животных выводили из эксперимента (по 3 кролика из каждой группы на один срок) под наркозом через 1 и 2 месяца после операции. Фрагменты нижней челюсти с имплантатами фиксировали в 10% нейтрализованном растворе формальдегида. Фрагменты челюсти поперечно к ее оси распиливали тонкими алмазными фрезами на две части. Задний фрагмент изучали методом сканирующей электронной микроскопии, передний – методом световой микроскопии.

Методика сканирующей микроскопии Фиксированные образцы помещали в холодный 5-10% раствор гипохлорита натрия марки А (ГОСТ 11086-76) для деорганификации. После тщательной отмывки в проточной воде их обезвоживали в растворах ацетона восходящей концентрации и высушивали из СО2 на аппарате Hitachi HCP-2 (Япония). Высушенные образцы кости приклеивали на столики токопроводящим клеем (Watford, England), напыляли медью или золотом в напылителе Balzers SCD 040 (Лихтенштейн) в атмосфере аргона. Исследование всех образцов проводили на микроскопе Philips SEM-515 (Голландия) при ускоряющем напряжении 15 kv.

Методика световой микроскопии Фрагменты нижней челюсти кроликов с имплантатами фиксировали в 4% нейтрализованном растворе формальдегида. Фиксированные фрагменты челюсти распиливали поперечно к ее оси тонкими алмазными фрезами на две части так, чтобы спил проходил через середину имплантата. Вскрывали имплантационное ложе и осторожно извлекали из него имплантаты. Образцы ткани помещали в Трилон Б для декальцинации. Далее следовала дегидратация тканевого материала и его заливка в парафин, Срезы окрашивали гематоксилином и эозином и рассматривали в световом микроскопе.

ОСНОВНЫЕ РЕЗУЛЬТАТЫ

В результате исследования было установлено, что введение в состав СВМПЭ 30% ГАП-д приводит к некоторому вспучиванию образца при температурах близких к температуре плавления кристаллической части полимера ПЭ (~ 100-110°С). При температурах течения образца СВМПЭ – 120-200°С введение ГАП-д приводит к заметному снижению деформации

(~ 50% до 45%), что связано с повышением вязкости деформируемой системы в связи с введением жесткого минерального наполнителя – ГАП. (рис 1).

Рис.25. Термомеханика на пластометре при Руд. = 16 кг/см2 ( 1 – СВМПЭ исх.; 2 – СВМПЭ 70% + ГАП-д 30%; 3 – СВМПЭ 70% + ГАП-уд 30%).

При введении ГАП-уд в состав СВМПЭ высокотемпературная его деформация продолжает снижаться, достигая 40%, что связано с дальнейшим повышением вязкости композиции. Вероятно, это обусловлено значительно более высоким насыпным объемом ГАП-уд (из-за низкой плотности) по сравнению с ГАП-д. Введение ГАП-уд приводит к значительному уменьшению эффекта вспучивания при 100-110°С, что может быть обусловлено, как это было показано методом электронной сканирующей микроскопии, значительной пористостью образца СВМПЭ + ГАП-уд.

Наиболее интересным фактом является снижение плотности композиции с 1,18 г/см3 до 1,08 г/см3 при введении ГАП-уд, несмотря на значительно больший насыпной объем (Табл.1).

Изменение плотности композиции СВМПЭ +30% ГАП

Таблица 4.

№ № п/п	Наименование образца	Плотность исходных образцов в изопро-пиловом спирте, г/см3	Плотность образцов после кипячения в воде в изопро-пиловом спирте, г/см3
1.	СВМПЭ + 30% ГАП-д	1,182	1,184
2.	СВМПЭ + 30% ГАП-уд	1,080	1,080
3.	СВМПЭ + 15% ГАП-д + 15% ГАП-уд	1,176	1,177
4.	СВМПЭ + 30% (80% ГАП-д + 20% ГАП-уд)	1,182	1,183

Это, вероятно, обусловлено, более низкой плотностью самого порошка ГАП-уд и значительной пористостью образца композита. Введение смесей (ГАП-д и ГАП-уд), даже при 50% содержании ГАП-уд практически полностью нивелирует разницу в плотностях между композитами, наполненными ГАП разного гранулометрического состава. Вероятно, строение смесевых композитов обусловлено как природой наполнителя, так и способом его введения. ГАП-д и ГАП-уд обладают высокой поверхностной энергией, что предопределяет их активное взаимодействие с образованием смесевых ассоциатов.

Было установлено, что в образцах минералнаполненного композита СВМПЭ величина показателя твердости имеет тенденцию увеличения в образцах с ГАП-уд по сравнению с ГАП-д (табл 2)

Изменение твердости и микротвердости композитов на изгиб Таблица 2.

		Исходные образцы		Образцы после кипячения
№ № п/п	Наименование образца	Твердость по Бринеллю, кг/мм2	Микро-твердость при Р=20 гр., кг/мм2 / глубина внедрения, мкм	Твердость по Бринеллю, кг/мм2	Микро-твердость, кг/мм2 / глубина внедрения, мкм
1.	СВМПЭ + 30% ГАП-д	3,5	3,2 / 15,3	3,0	2,8 / 16.3
2.	СВМПЭ + 30% ГАП-уд	3,6	3,3 / 15,0	3,4	2,6 / 17,0
3.	СВМПЭ + 15% ГАП-д + 15% ГАП-уд	3,7	3,3 / 15,3	3,8	2,8 / 16,4
4.	СВМПЭ + 30% (80% ГАП-д + 20% ГАП-уд)	3,8	3,2 / 15,3	3,7	2,7 / 16,6

Причины этого, вероятно, те же, что и в случае измерения предела прочности при изгибе. В то же время величина микротвердости одинакова у всех исходных образцов. Это определяется тем, что в отличие от твердости, в случае микротвердости исследуется только поверхностный слой, обогащенный полимером.

При кипячении, как и в случае определения прочности, снижается твердость образца с ГАП-д и практически сохраняются прежние результаты в образце с ГАП-уд. Более значительные изменения происходят с показателями микротвердости. После кипячения этот показатель снижается у всех образцов. Этот факт свидетельствует о том, что при кипячении вода в первую очередь проникает в поверхностные слои образцов по микроканалам, образованным в ассоциатах ГАП и в зоне «интерфейса» СВМПЭ – ГАП, несколько разрыхляя и пластифицируя поверхностный слой.

Заметные изменения поверхности наполненных различными типами ГАП образцов после кипячения потребовали проведения исследования поверхности методом измерения краевого угла смачивания (КУС). Используемая в работе методика определения КУС при различном времени пребывания капли на поверхности образца позволяет делать вывод не только о краевом угле смачивания, но и о структуре поверхностного слоя. В случае с ГАП-уд размеры наполнителя чрезвычайно малы ( наноразмеры), порошок имеет значительно больший насыпной объем. Можно предположить, что в процессе полимеризации высокополярный олигомер сорбируется на активированной наноразмерной поверхности ГАП-уд. В результате частицы ГАП-уд находятся в более плотной полимерной оболочке, что, несмотря на большее количество, по сравнению с ГАП-д, пор они имеют гораздо более мелкие размеры, и это приводит к плавному снижению КУС.

Подобное различие определяет разницу в комплексе свойств: более высокие прочностные свойства при введении крупных, армирующих частиц ГАП-д в полимер и, в то же время, обеспечение более легкого доступа молекул воды в массу полимера вследствие наличия крупных микротрещин во всем объеме образцов и на его поверхности. Это приводит к более значительному снижению показателей физико-механических свойств (кроме ударной вязкости) при кипячении. Этот показатель является наиболее критичным и определяет саму возможность применения исследуемых имплантатов для челюстно-лицевой хирургии.

Сравнительные испытания композиций мононаполненных (ПММА + ГАП-д; ПММА + ГАП-уд) и смесевых (ПММА + ГАП-д 15% + ГАП-уд 15%; ПММА + 24% ГАП-д+ 6%ГАП-уд) показали, что лучшие результаты по комплексу свойств имеют композиты, наполненные ГАП-д. Они имеют более высокую прочность (~660 кг/см2), плотность (1,34 – 1,35 г/см3), микротвердость (~ 30 кг/мм2) и достаточный показатель ударной вязкости (2,4 кДж/м2), который заметно возрастает после кипячения: до 2,75 кДж/м2. По всем эти показателям композиты с наполнителем ГАП-д превосходят исследованные композиты с ГАП-уд.

Причины подобной разницы обусловлены, вероятно, размерными и структурными факторами.

Судя по заметно пониженной величине плотности композита с ГАП-уд по сравнению с ГАП-д (1,3 г/см3 и 1,35 г/см3) соответственно, а также по характеру порообразования, характеризующемуся микропорами и лучшим распределением ультрадисперсных частиц по объёму образца, формирующаяся структура композита становится более дефектной по сравнению с ГАП-д. Это приводит к понижению показателей прочности и ударной вязкости композитов с ГАП-уд, среди которых лучшие результаты имеет композит ПММА со смесью 24% ГАП-д+ 6%ГАП-уд. За счет проявления эффекта неаддитивности, связанного с тем, что частицы ГАП-уд в большем количестве распределяются внутри ассоциатов ГАП-д, показатели этого композита более близки к показателям композита с ГАП-д, а по показателю ударной вязкости (2,55 кДж/м2) превосходят аналогичный показатель ГАП-д (2,3 и 2,4 кДж/м2).

Данные исследования физико-механических свойств композитов СВМПЭ и ПММА наполненных ГАП с частицами разного размера являются важным, но не единственным показателем, определяющим перспективу применения этих композитов в клинической практике. Необходимость исследования остеоинтегративных свойств минералнаполненных композитов определило проведение второй части нашей работы. Явления биосовместимости, остеинтегративности и других свойств минералнаполненных полимеров изучены с помощью сканирующей электронной и световой микроскопии.

Проведенное исследование показало, что композит из «чистого» ПММА, то есть без ГАП, не препятствует образованию костной ткани в области дефекта в процессе регенерации. Вместе с тем, «чистый» акрилат не образует соединения с формирующейся костной тканью. Об этом свидетельствует наличие пространства по всей поверхности имплантата, в виде щели, заполненной соединительной тканью (рис. 2), то есть капсулой.

Рис. 2. 1-я группа. Имплантация «чистого» ПММА. Пространство (-) между имплантатом из чистого ПММА. Эксперимент 2 месяца. СЭМ. Ув. 22,2.

Наличие признаков костно-фиброзной интеграции имплантатов из композита ПММА+ГАП-д обнаружено через 2 месяца после операции. Сходные результаты получены в 3-й группе, в которой кроликам имплантировали композит из ПММА+ГАП-уд. При этом площадь интеграции через 2 месяца была невелика, а костно-фиброзная интеграция выявлялась, как и в предыдущей группе, в области шурупов, которые плотно прикрепляли имплантат к кости. При сравнении 2-й и 3-й групп эксперимента значительного различия в процессе остеоинтеграции не обнаружено. Следовательно, если не проводить количественной оценки площади остеоинтеграции методом сканирующей микроскопии, можно сделать заключение о том, что основным фактором, определяющим усиление интеграции имплантата с формирующейся костью, является наличие ГАП, а не его гранулометрический состав, то есть размеры частиц минерала.

При использовании имплантатов, содержащих 15% ГАП-д и 15% ГАП-уд, выявлено, что костный компонент интеграции обусловлен прямым контактом минерализованных костных структур с поверхностью композита.

Рис.3. 4-я группа. Имплантация ПММА + 15% ГАП-д и 15%ГАП-уд Костная структура, контактирующая с внутренней поверхностью имплантата в области шурупа. Эксперимент 1 месяц. СЭМ. Ув. 203.

Это проявляется через 2 месяца после операции, а через 1 месяц существенного различия с двумя предыдущими группами не было, на что указывает наличие пространства в виде щели между имплантатами и костными структурами. По краю щели выявляются многочисленные прободающие волокна, расположенные параллельно прилежащей поверхности имплантатов. Таким образом, интеграция с костью имплантатов из ПММА содержащего ГАП увеличивается несколько более значительно при сочетании дисперсного и ультрадисперсного ГАП. Отмечено, что врастание кости в пространство между резьбой шурупов и имплантатом в отдельных случаях отсутствовало тогда, когда костные структуры резорбировались на всю толщину нижней челюсти с образованием пространства по периметру шурупов, заполненного неминерализованной соединительной тканью без элементов костной ткани. Данное явление не зависело от наличия в композите ГАП и его гранулометрического состава. Вероятно, что на сильно выступающий над костью фрагмент шурупа воздействуют мышцы во время движения челюсти. Возникающие при этом микродвижения между костными структурами и шурупом препятствуют формированию костной ткани и наступлению остеоинтеграции.

Признаки костно-фиброзной интеграции в группах 2, 3 и 4 в исследованных образцах проявлялись там, где титановые шурупы фиксируют имплантаты к кости. Костные напластования на наружную поверхность имплантатов увеличивались с 1-го до 2-го месяца опыта. По интенсивности интеграции композита с образующейся костной тканью в процессе регенерации челюсти группы можно расположить по возрастанию в следующем порядке: 1, (2 и 3 в равной степени), 4. Продолжительность эксперимента в 2 месяца была достаточной для сравнения характера взаимодействия композитов ПММА/ГАП и регенерирующей костной тканью нижней челюсти кролика. Как показывают результаты исследования тканевого материала, полученного от животных контрольной группы, ответы тканевых элементов на имплантацию пластин из композиции «чистого» ПММА могут быть квалифицированы как воспалительно-деструктивный процесс. Эти реакции в периимплатационной зоне, возможно, обусловлены выходом из композиции растворимых химических веществ, которые сохраняются даже после длительного кипячения композита в воде. Эти вещества повреждают тканевый субстрат, окружающий имплантат. Одновременно с этим в тканях имплантационного ложа наблюдались и процессы новообразования костной субстанции, особенно активирующиеся через 2 месяца после имплантации композита.

Во 2-й группе, где использовался ПММА с 30% ГАП-д, реакция окружающих тканей через 1 месяц опыта была примерно такая же, как и в контрольной группе, проявления воспалительно-деструктивных изменений сохранялись, но процессы дифференцировки в костных структурах протекали значительно быстрей. В мягких тканях наружной стенки имплантационного ложа наблюдалась организация и частичное восстановление клеточных и волокнистых структур. Однако развитие патологических изменений в тканях приводило к определенной модификации указанных процессов, по сравнению с контрольной группой. Другая особенность, характерная для 2-й группы, заключалась в заметном сужении слоя материнской кости. Местами она была представлена одной лишь кортикальной пластиной и отделялась от имплантата слоем новообразованной кости и соединительнотканной прослойкой. Тем не менее, наружный край материнской кости, определяемый по базофильной линии склеивания, был ровным, что свидетельствовало против развития в этой области выраженных резорбтивных процессов. Возможно, что истончение материнской кости происходило в результате ее инволюции, атрофии от сдавливания.

Для группы наблюдений, где использован ГАП-уд, были характерны более умеренные, чем в группе ГАП-д, проявления воспалительно-деструктивных изменений, более высокая активность остеогенетических процессов в области контакта имплантата с челюстью и интенсификация созревания новообразованной костной ткани. При подсадке же в область дефекта нижнечелюстной кости имплантатов из композиции ПММА, связанного с 15% ГАП-д и 15% ГАП-уд, было обнаружено:

- падение интенсивности патогенных эффектов;

- усиление, по сравнению с другими группами опыта, интеграции имплантатов в окружающие тканях;

- повышение остеогенетического потенциала костной ткани.

По степени убывания неблагоприятных эффектов от воздействия на окружающие ткани имплантатов и по эффективности инициирования построения костной ткани их можно расположить в следующий ряд: 1 – 2 – 3 - 4.

«Чистый» ПММА (1) не обладает остеоинтегративной активностью, но и не препятствует регенерации костной ткани в области дефекта. Изменения в окружающих тканях в этой группе квалифицируются как воспалительно-деструктивный процесс. ПММА–д (2) способствует заживлению костного дефекта и интеграции с костью, но, вместе с тем, вызывает умеренно выраженную воспалительно-дистрофическую реакцию. ПММА-уд вызывает сходную реакцию, но его остеоинтегративная активность несколько выше, чем при использовании ПММА–д. Имплантаты из ПММА содержащие дисперсный и ультрадисперсный ГАП (4) более эффективно чем (2 и 3) способствуют заживлению костного дефекта и интеграции с регенерирующей костью. При имплантации этого материала в область дефекта челюсти воспалительно-дистрофическая реакция в окружающих тканях выражена слабо.

Заключение Введение в состав биостабильных полимеров (СВМПЭ и ПММА) кристаллов синтетического ГАП в определенной степени приближает их физико-механические свойства к нативной кости. Оптимальное количество ГАП в композитах составляет 30% по весу. При этом такие показатели как: предел прочности при изгибе, удельная ударная вязкость, микротвердость поверхности образцов и их твёрдость, термические характеристики текучести полимерных систем, величина краевого угла смачивания являются оптимальными при использовании дисперсного минерального наполнителя (ГАП-д), или сочетании ГАП-д и ГАП-уд с существенным преобладанием дисперсного наполнителя. Однако для практической работы не меньшее значение имеют показатели биосовместимости и остеоинтегративной активности минералнаполненных биостабильных полимеров. Данные показали, что лучшими для ПММА эти показатели становятся при наполнении ГАП-д и ГАП-уд (по 15% от веса композита). Таким образом, достигнут определенный компромисс между физико-механическими и медико-биологическими свойствами композиционного биостабильного материала, планируемого для изготовления имплантатов в челюстно-лицевую область.

Выводы

1. Физико-механические и остеоинтегративные свойства биостабильных полимеров: сверхвысокомолекулярного полиэтилена и полиметилметакрилата, используемых в качестве имплантационного материала в челюстно-лицевой области, могут быть существенно улучшены путем введения в их состав 15% дисперсного и 15% ультрадисперсного гидроксиапатита.
2. Введение в состав СВМПЭ 30% ГАП-д приводит к некоторому вспучиванию образца при температурах близких к температуре плавления кристаллической части полимера ПЭ (~ 100-110°С). При температурах течения образца СВМПЭ – 120-200°С введение ГАП-д вызывает снижение его деформации (с 50% до 45%), что связано с повышением вязкости деформируемой системы в связи с введением жесткого минерального наполнителя – ГАП-д.
3. При введении ГАП-уд в состав СВМПЭ его высокотемпературная деформация продолжает снижаться, достигая 40%, что связано с дальнейшим повышением вязкости композиции и обусловлено значительно более высоким насыпным объемом ГАП-уд из-за его низкой плотности по сравнению с ГАП-д. Введение ГАП-уд приводит к существенному уменьшению эффекта вспучивания образца при 100-110°С, что может быть обусловлено значительной пористостью образца СВМПЭ + ГАП-уд.
4. После кипячения твердость образца СВМПЭ с ГАП-д снижается, изменения в образце с ГАП-уд отсутствуют, а показатели микротвердости уменьшаются у всех образцов. Характер порообразования и распределения ультрадисперсных частиц по объёму образца ПММА говорит о более дефектной структуре композита с ГАП-уд по сравнению с ГАП-д. Это приводит к понижению показателей прочности и ударной вязкости композитов с ГАП-уд,.
5. Признаки костно-фиброзной интеграции имплантатов из композитов ПММА+ГАП-д и ПММА+ГАП-уд. проявляются через 2 месяца после операции главным образом в области шурупов, которые прикрепляют имплантат к кости. При использовании имплантатов из ПММА, содержащих 15% ГАП-д и 15% ГАП-уд, через 2 месяца после операции костный компонент интеграции обусловлен прямым контактом минерализованных костных структур с поверхностью композита.
6. Композит ПММА с ГАП-уд обладает повышенной активностью остеогенетических процессов в области контакта имплантата с челюстью и интенсификации созревания новообразованной костной ткани.
7. По степени убывания неблагоприятных эффектов от воздействия имплантатов на окружающие ткани и по эффективности инициирования построения костной ткани их можно расположить в следующий ряд: «чистый» ПММА (1), ПММА+30%ГАП-д (2), ПММА+30%ГАП-уд (3), ПММА +15% ГАП-д и 15% ГАП-уд (4).

Практические рекомендации

1. С целью оценки перспективности применения биостабильных композиционных материалов, наполненных гидроксиапатитом, для изготовления имплантатов в челюстно-лицевую область, рекомендуется проведение исследований в 2 этапа. На 1-м этапе проводится лабораторное изучение физико-механических параметров композита, включающих такие показатели как: предел прочности при изгибе, удельная ударная вязкость, микротвердость и твёрдость поверхности образцов, термические характеристики текучести полимерных систем, величина краевого угла смачивания. На 2-м этапе в эксперименте на животных оценивается остеоинтегративная способность композитов с помощью сканирующей электронной микроскопии, а также патоморфологического исследования.
2. Оптимальное соотношение позитивных и негативных физико-химических и медико-биологических свойств биостабильных полимеров позволяет рекомендовать для челюстно-лицевой хирургии имплантационный материал на основе композитов, содержащих 15% ГАП-д и 15% ГАП-уд в химической связи с полимером.

Опубликованные работы по теме диссертации

1. Лазарев А.Ю. Особенности структуры композита для костной пластики: полиметилметакрилат - гидроксиапатит в зависимости от гранулярного состава минерала. Материалы третьей международной конференции в аспекте учения В.И.Вернадского. Москва, 10-12 октября 2005 года. М., 2005, С 229-230.
2. Лазарев А.Ю., Воложин А.И., Чергештов Ю.И. Влияние дисперсности гидроксиапатита на термомеханические свойства наполненного сверхвысокомолекулярного полиэтилена // В кн.: Актуальные вопросы стоматологии. Материалы межрегиональной научно-практической конференции, посвященной 100-летию создания Саратовского одонтологического общества. Изд-во Саратовского медицинского университета, 2005, С 124-125.
3. А.И.Воложин, Ю.И.Чергештов, А.С.Григорьян, А.П.Краснов, А.Ю.Лазарев. Комплексная морфологическая оценка тканевых реакций на минералнаполненный полиметилметакрилат для костной пластики в челюстно-лицевой области в эксперименте // Журнал Cafhedra, 2008, т 7, № 1, С 10-14.