LIETUVOS SVEIKATOS MOKSLŲ UNIVERSITETAS
Julius Maminskas
DANTŲ IMPLANTŲ ATRAMŲ PAVIRŠIŲ,
PARUOŠTŲ ATLIEKANT
STANDARTIZUOTĄ POLIRAVIMĄ
IR NAUDOJANT BIOKERAMINES
DANGAS, FIZIKOCHEMINIS
IR BIOLOGINIS VERTINIMAS
Daktaro disertacija Medicinos ir sveikatos mokslai,odontologija (M 002)
Disertacija rengta 2015–2020 metais Lietuvos sveikatos mokslų universiteto Medicinos akademijos Odontologijos fakulteto Dantų ir žandikaulių ortope-dijos klinikoje.
Mokslinis vadovas
prof. dr. Gintaras Juodžbalys (Lietuvos sveikatos mokslų universitetas, medicinos ir sveikatos mokslai, odontologija – M 002).
Disertacija ginama Lietuvos sveikatos mokslų universiteto odontologijos mokslo krypties taryboje:
Pirmininkas
prof. dr. Alvydas Gleiznys (Lietuvos sveikatos mokslų universitetas, medici-nos ir sveikatos mokslai, odontologija – M 002).
Nariai:
prof. dr. Nomeda Basevičienė (Lietuvos sveikatos mokslų universitetas, medicinos ir sveikatos mokslai, odontologija – M 002);
prof. dr. Algimantas Kriščiukaitis (Lietuvos sveikatos mokslų universi-tetas, gamtos mokslai, biofizika – N 011 ir biologija – N 010);
doc. dr. Darius Virbukas (Kauno technologijos universitetas, gamtos mokslai, fizika – N 002);
prof. dr. Mutlu Özcan (Ciuricho universitetas (Šveicarija), medicinos ir sveikatos mokslai, odontologija – M 002).
LITHUANIAN UNIVERSITY OF HEALTH SCIENCES
Julius Maminskas
PHYSICOCHEMICAL AND BIOLOGICAL
EVALUATION OF DENTAL IMPLANT
ABUTMENT SURFACES PREPARED BY
STANDARDIZED POLISHING AND USING
BIOCERAMIC COATINGS
Doctoral Dissertation Medicine and health sciences,
The Dissertation has been prepared at the Department of Prosthodontics of the Medical Academy of the Lithuanian University of Health Sciences during the period of 2015–2020.
Scientific Supervisor:
Prof. Dr. Gintaras Juodžbalys (Lithuanian University of Health Sciences, Medical and Health Sciences, Odontology – M 002).
Dissertation is defended at the Odontology Research Council of the Li-thuanian University of Health Sciences:
Chairperson
Prof. Dr. Alvydas Gleiznys (Lithuanian University of Health Sciences, Medical and Health Sciences, Odontology – M 002).
Members:
Prof. Dr. Nomeda Basevičienė (Lithuanian University of Health Scien-ces, Medical and Health ScienScien-ces, Odontology – M 002);
Prof. Dr. Algimantas Kriščiukaitis (Lithuanian University of Health Sciences, Natural Sciences, Biophysics – N 011 and Biology – N 010); Assoc. Prof. Dr. Darius Virbukas (Kaunas University of Technology, Natural Sciences, Physics – N 002);
Prof. Dr. Mutlu Özcan (University of Zurich, Medical and Health Sciences, Odontology – M 002).
TURINYS
PAGRINDINĖS SANTRUMPOS ... 7
ĮVADAS ... 8
1. DARBO TIKSLAI IR UŽDAVINIAI ... 11
2. MOKSLINIO DARBO NAUJUMAS IR PRAKTINĖ REIKŠMĖ ... 12
3. LITERATŪROS APŽVALGA ... 13
3.1. Protezavimo įtaka implantų ilgaamžiškumui ... 13
3.2. Periimplantinių minkštųjų audinių sandara ... 14
3.3. Bakterinė bioplėvelė ... 18
3.4. Implantų atramoms naudojamos medžiagos ... 19
3.5. Implantų atramų paviršiai ... 21
3.6. Biokeramikos odontologijoje ... 22
3.7. Biokeraminių dangų formavimas, naudojant zolių-gelių metodą ... 23
3.8. Literatūros apžvalgos apibendrinimas ... 26
4. TYRIMO MEDŽIAGA IR METODAI... 28
4.1. Implantų atramoms naudojamų medžiagų paviršiaus poliravimo strategijos sudarymas ir efektyvumo vertinimas ... 29
4.1.1. Mėginių paruošimas ... 29
4.1.2. Paviršių poliravimas ... 30
4.1.3. Paviršiaus morfologijos vertinimas ... 31
4.1.4. Vandens kontaktinis kampas ir paviršiaus laisvoji energija ... 31
4.2. Paviršiaus modifikavimo galimybių įvertinimas taikant paviršiaus padengimą zolių-gelių metodu ... 32
4.2.1. Reagentai paviršiaus padengimui ... 32
4.2.2. Kalcio hidroksiapatito zolių paruošimas ... 32
4.2.3. Silicio nitrido dengimas kalcio hidroksiapatito dangomis ... 32
4.2.4. Dangų indentifikavimas ... 33
4.2.5. Dangų paviršiaus morfologijos vertinimas ... 33
4.2.6. Vandens kontaktinis kampas ... 33
4.3. Medžiagų naujoms biokeraminėms dangoms parinkimas, naujų biokeraminių dangų kūrimas ir pritaikymas titano lydinio paviršiaus padengimui... 33
4.3.1. Reagentai paviršiaus padengimui ... 33
4.3.2. Itriu stabilizuoto cirkonio oksido ir ličio disilikato zolių paruošimas ... 34
4.3.3. Titano lydinio pagrindų dengimas itriu stabilizuoto cirkonio oksido ir ličio disilikato dangomis... 34
4.3.4. Dangų indentifikavimas ... 34
4.3.5. Dangų paviršiaus morfologijos vertinimas ... 35
4.4. Naujai sukurtų dangų biologinių savybių vertinimas ... 35
4.4.1. Baltymų adsorbcija ... 35
4.4.2. Ląstelių auginimas ... 35
4.4.3. Biosuderinamumo vertinimas ... 36
4.4.4. Ląstelių adhezijos vertinimas imunocitochemijos metodu ... 36
4.4.5. Bakterijos padermė ir kultūros gavimas ... 37
4.4.6. Paviršių kolonizavimas P. gingivalis ... 37
5. REZULTATAI ... 39
5.1. Poliravimo įtaka įprastai implantų atramoms naudojamų medžiagų paviršių savybėms ... 39
5.1.1. Poliravimo įtaka įprastai implantų atramoms naudojamų medžiagų paviršių šiurkštumui ... 39
5.1.2. Įprastai implantų atramoms naudojamų medžiagų poliruotų paviršių vandens kontaktinis kampas ir laisvoji energija ... 41
5.1.3. Fizikocheminių savybių koreliacija ... 45
5.2. Zolių-gelių metodo pritaikymas ir biokeraminių dangų formavimas ... 45
5.2.1. Zolių-gelių metodo pritaikymas paviršiaus modifikavimui ... 45
5.2.2. Kalcio hidroksiapatito dangų paviršiaus morfologijos tyrimai ... 46
5.2.3. Kalcio hidroksiapatito dangų vandens kontaktinis kampas ... 47
5.2.4. Biokeraminių itriu stabilizuoto cirkonio oksido ir ličio disilikato dangų formavimas ... 48
5.2.5. Biokeraminių dangų paviršiaus morfologijos tyrimai ... 50
5.3. Biokeraminių dangų fizikocheminių savybių vertinimas ... 51
5.3.1. Biokeraminių dangų ir titano lydinio paviršiaus šiurkštumas ... 51
5.3.2. Biokeraminių dangų ir poliruoto titano lydinio paviršių vandens kontaktinis kampas ir laisvoji energija ... 52
5.4. Biokeraminių dangų biologinių savybių vertinimas ... 54
5.4.1. Baltymų adsorbcija ant biokeraminių dangų ir ant įprastai implantų atramoms naudojamų medžiagų poliruotų paviršių ... 54
5.4.2. Biokeraminių dangų ir įprastai implantų atramoms naudojamų medžiagų poliruotų paviršių biosuderinamumas ... 55
5.4.3. Dantenų fibroblastų adheziniai plotai ant biokeraminių dangų ir ant įprastai implantų atramoms naudojamų medžiagų poliruotų paviršių ... 56
5.4.4. Dantenų fibroblastų fokalinės adhezijos ant biokeraminių dangų ir ant įprastai implantų atramoms naudojamų medžiagų poliruotų paviršių ... 58
5.4.5. Bakterijų augimas ant biokeraminių dangų ir ant įprastai implantų atramoms naudojamų medžiagų poliruotų paviršių ... 61
5.4.6. Biologinių ir fizikocheminių paviršių savybių koreliacijos ... 62
6. REZULTATŲ APTARIMAS ... 64
6.1. Paviršių fizikocheminių savybių aptarimas ... 64
6.2. Paviršių biologinių savybių aptarimas... 68
IŠVADOS ... 72
MOKSLINĖS IR PRAKTINĖS REKOMENDACIJOS ... 73
SUMMARY... 74
BIBLIOGRAFIJOS SĄRAŠAS ... 111
MOKSLINĖS PUBLIKACIJOS DARBO TEMA ... 125
PAGRINDINĖS SANTRUMPOS
AFM – atominės jėgos mikroskopas (angl. Atomic force microscope)
CLSM – konfokalinis lazerinis skenuojantis mikroskopas (angl. Confocal laser
scanning microscope)
CAM – optinis tensiometras (angl. Contact angle meter) CHAp – kalcio hidroksiapatitas (angl. Calcium hydroxyapatite)
DMEM – Dulbeco modifikuota Eagle’o terpė (angl. Dulbecco’s modified Eagle
medium)
DMSO – dimetilsulfoksidas (angl. Dimethyl sulfoxide);
EDTA – etilendiamintetraacto rūgštis (angl. Ethylenediaminetetraacetic acid) ECM – tarpląstelinis užpildas (angl. Extracellular matrix)
FA – fokalinė adhezija (angl. Focal adhesion)
FBS – fetalinis veršelio serumas (angl. Fetal bovine serum) HA – hidroksiapatitas (angl. Hydroxyapatite)
HGF – žmogaus dantenų fibroblastai (angl. Human gingival fibroblasts) KFV – kolonijas formuojantis vienetas (angl. Colony-forming unit) LS2 – ličio disilikatas (angl. Lithium disilicate)
Mfa – bakterinės suspensijos drumstumo vienetai (angl. McFarland unit) PBS – fosfatinis buferinis tirpalas (angl. Phosphate-buffered saline) PEEK – polietereterketonas (angl. Polyether ether ketone)
PMMA – polimetilmetakrilatas (angl. Poly[methyl methacrylate]) PVA – polivinilo alkoholis (angl. Polyvinyl alcohol)
Sa – paviršiaus šiurkštumo vidurkis (angl. Surface roughness average) RPM – apsisukimų skaičius per minutę (angl. Revolutions per minute)
SEM – skenuojantis elektronų mikroskopas (angl. Scanning electron microscope) SFE – paviršiaus laisvoji energija (angl. Surface free energy)
SiC – silicio karbidas (angl. Silicon carbide)
SN – standartinis nuokrypis (angl. Standard deviation) TEA – trietanolaminas (angl. Triethanolamine)
Ti – V klasės titano lydinys (Ti6Al4V) (angl. titanium alloy)
TRITC – tetrametilo rodamino izotiocianatas (angl. Tetramethyl rhodamine
iso-thiocyanate)
(3)YSZ – itriu stabilizuotas cirkonio oksidas (angl.Yttria stabilized zirconium oxide) XRD – rentgeno spindulių difrakcinė analizė (angl. X-Ray Diffraction)
ĮVADAS
Implantų naudojimas dantų eilių defektų atstatymui, be abejonės, šiuo metu tobuliausias pritaikomas sprendimas, turintis aukštus sėkmės rodiklius. Sėkmingai prigyja 95 proc. dantų implantų [60], tačiau svarbus ne tik implan-to prigijimas, bet ir ilgalaikis funkcionavimas. Pagrindinis sėkmingo funkcio-navimo rodiklis – sveiki ir stabilūs implantą supantys audiniai [145, 162]. Periimplantinis kaulas svarbus kaip atraminis audinys dantų implantui, o implanto ir kaulo santykis lemia sėkmingo kramtymo biomechaniką [34, 181, 221]. Implantą supantys minkštieji audiniai yra svarbūs kaip barjeras, atlie-kantis apsauginę funkciją [187]. Fiziologiškai apie implantą vyksta nuolati-niai kaulo pokyčiai ir po funkcinio apkrovimo galima tikėtis 1,0–1,5 mm kaulo netekimo pirmaisiais metais bei po <0,2 mm kiekvienais kitais metais [45, 179]. Tačiau apnašų kaupimasis ant implantų bei jų protezinių elementų paviršiaus gali pažeisti dantenų barjero vientisumą ir dėl periimplanto audinių uždegimo yra tikimybė prasidėti negrįžtamam patologiniam kaulo tirpimui.
Šiuo metu vis daugiau dėmesio skiriama dantų implantų ilgalaikiam funkcionalumui ir periimplantinių ligų prevencijai, o periimplantinių dantenų barjeras – vienas svarbiausių veiksnių [75, 154]. Visų pirma, dantenos prie implanto, kaip ir prie natūralaus danties, formuoja epitelinę jungtį, kuri užtikrina kaulo-implanto jungties hermetiškumą ir mechaniškai apsaugo nuo infekcijos patekimo [212]. Antra, minkštieji audiniai pasižymi gera imunine funkcija ir tokiu būdu biologiškai neleidžia skverbtis patogenams [135, 207]. Taigi dėl barjerinės funkcijos neabejotina sveikų periimplantinių dantenų svarba.
Visgi, nepaisant aukštų implantacijos sėkmės rodiklių, atokieji klinikinių tyrimų rezultatai rodo, kad fiziologiškai sėkmingas implanto funkcionavimas lengvai gali virsti patologiniu periimplantinių minkštųjų audinių uždegimu – periimplantiniu mukozitu ar vėlesne jo forma – periimplantitu [157]. Penkių metų laikotarpiu periimplantinis mukozitas pasireiškia apie 39 proc., o peri-implantitas 12–22 proc. atvejų [125]. Kaip vienos pagrindinių priežasčių, dėl kurių kyla vėlyvosios dantų implantų komplikacijos, išskiriamos šios: bakte-rinės kilmės veiksniai, bendroji sveikatos būklė (cukrinis diabetas ir bifosfo-natų vartojimas), rūkymas, perkrova ir jatrogeniniai veiksniai [45, 50, 174].
kuri tiesiogiai kontaktuoja su kaulu, ir kurios paviršiaus makro- ir mikrodi-zainas svarbus maksimaliam implanto ir kaulo kontaktui, osteoblastų įaugi-mui ir osteointegracijai [34, 181, 221]. Siekiant padidinti paviršiaus plotą, taikomi įvairūs paviršiaus apdirbimo metodai, didinantys paviršiaus šiurkš-tumą ir keičiantys morfologiją, todėl dažniausiai implantų šakninės dalies paviršiai yra smėliuojami, ėsdinami rūgštimis, purškiami plazma ar veikiami lazeriu [4, 47, 170]. Vainikinė implanto sistemos dalis, kuri dažniau vadi-nama implanto atrama, naudojama danties ar dantų protezo fiksavimui ant implanto. Implanto atrama prasideda nuo kaulo ribos, tęsiasi dantenų lygyje ir naudojama implanto protezavimui. Dantenų lygyje ji kontaktuoja su dantenų ląstelėms, apsaugančiomis implanto šakninę dalį nuo mikroorganiz-mų patekimo [220]. Taigi implanto atramos fizikocheminės savybės svarbios užtikrinant dantenų gyvybingumą, proliferaciją ir adheziją [14, 137], atsparu-mą bakterinės bioplėvelės prisitvirtinimui bei augimui [12, 13, 220].
Implantų atramoms gali būti naudojamos tiek skirtingos kilmės medžia-gos, tiek skirtingi paruošimo ir paviršiaus apdirbimo būdai [171]. Ir šakninės implanto dalies, ir vainikinės (atramos) gamybai dažniausiai naudojami titano lydiniai. Kiek dažniau, dėl geresnių mechaninių savybių [89], atramoms naudojamas V klasės Ti6Al4V titano lydinys [189]. Taip pat populiarėja keraminių medžiagų pasirinkimas – dėl estetinių priežasčių [100, 153] ar polimerų – siekiant restauracijų biomimetikos ir amortizacinio efekto [112]. Atramų paviršių apdirbimui dažniausiai naudojamos mechaninio poveikio metodikos frezuojant ar poliruojant, tačiau galimas ir paviršiaus padengimas taikant elektrocheminį, elektroforezinį, tribocheminį, purškimo plazma ir zolių-gelių metodus [73, 86].
Biologiniu požiūriu, implantų protezavimui naudojamų medžiagų pasi-rinkimas, jų paviršiaus fizikocheminės savybės yra svarbūs periimplantinių minkštųjų audinių sveikatai. Deja, mokslinėse duomenų bazėse nėra aiškių ar vienareikšmiškų, faktais pagrįstų rekomendacijų implantų protezavimui naudojamų medžiagų parinkimui. Linkevičiaus ir kt. pateiktoje sisteminėje apžvalgoje nustatytas cirkonio oksido keramikos pasirinkimo privalumas dėl estetinių priežasčių, tačiau kriterijai, užtikrinantys geresnę periimplantinių minkštųjų audinių sveikatą, neįrodyti [100]. Kita sisteminė apžvalga pateikia išvadas, kad sveikesni periimplantiniai minkštieji audiniai nustatomi prie cirkonio oksido keramikos atramų, nei prie titano lydinio ir įrodo egzistuo-jantį skirtumą tarp implantų protezavimui naudojamų medžiagų pasirinkimo [180]. Tačiau nei viena studija neapibrėžė rekomendacijų fizikocheminėmis atramų paviršių savybėmis.
Biologinę svarbą turi tokios fizikocheminės savybės, kaip paviršiaus šiurkštumas, vandens kontaktinis kampas (WCA) ir paviršiaus laisvoji
ener-gija (SFE), kurios gali būti keičiamos pritaikant skirtingas apdirbimo meto-dikas. Tiek frezavimas, tiek poliravimas – labiausiai paplitę ir dažniausiai taikomi restauracinių medžiagų paviršiaus mechaninio apdirbimo būdai, naudojami įvairiose odontologijos srityse. Dėl paprasto pritaikymo, jie dažnai pasirenkami ir implantų atramų apdirbimui. Be abejonės, jų efektyvumas labai priklauso nuo restauracinių medžiagų savybių: fazinės sudėties, krista-liškumo, kristalitų dydžio ir formos, medžiagos kietumo, lydymosi tempera-tūros. Tai reiškia, kad abu šie metodai smarkiai priklauso nuo medžiagų prigimties ir dėl to jų efektyvumas gali būti ribotas.
Šiuo metu populiarėja paviršių modifikavimas taikant įvairiausias dang-as ir padengimo schemdang-as [73, 86]. Atliekant medžiagų padengimą, be abejo-nės, susiformavusi nauja paviršiaus kompozicija keičia jo fizikochemines savybes. Kita vertus, paviršiaus padengimas izoliuoja substratą, bet nekeičia jo mechaninių savybių, kadangi dangos ir substrato santykis būna itin mažas. Taigi šiais metodais galima keisti paviršiaus savybes, kurios svarbios tiek sąveikai su žmogaus audinių ląstelėmis, tiek su bakterinėmis apnašomis, ir manipuliacijos dantų implantų atramų paviršių savybėmis gali būti perspekty-vus sprendimas, padedantis sumažinti periimplantinių ligų išsivystymo tiki-mybę. Biomedicinoje paviršių padengimo naudojimo tendencijos didėja, nes itin plonos organinės ar neorganinės dangos gali būti pritaikomos audinių inžinerijos tikslais.
1. DARBO TIKSLAI IR UŽDAVINIAI
Darbo tikslas – sukurti naują biokeraminę plono sluoksnio dangą, tinka-mą dantų implantų atramų paviršiaus padengimui, ištirti jos fizikochemines ir biologines savybes in vitro.
Darbo uždaviniai:
1. Įvertinti standartizuotų mechaninio poliravimo protokolų efekty-vumą, poliruojant komerciškai prieinamų implantų atramų medžia-gų paviršius ir nustatant bei palyginant jų fizikochemines savybes po poliravimo.
2. Pritaikyti zolių-gelių metodą biokeraminių dangų sintezei ir lygių paviršių padengimui plono sluoksnio dangomis.
3. Zolių-gelių metodu sintezuoti itriu stabilizuoto cirkonio oksido ir ličio disilikato biokeramines dangas, jomis padengti poliruotą titano lydinio paviršių bei kokybiškai įvertinti dangų formavimąsi, chemi-nę sudėtį, morfologiją.
4. Atlikti gautų naujų medžiagų paviršių fizikocheminių savybių verti-nimą, nustatant paviršiaus šiurkštumą, paviršiaus vandens kontaktinį kampą ir paviršiaus laisvąją energiją.
5. Naudojant standartinę žmogaus dantenų fibroblastų ląstelių kultūrą, in vitro įvertinti poliruoto titano lydinio, padengto itriu, stabilizuoto cirkonio oksido ir ličio disilikato biokeraminėmis dangomis, biosu-derinamumą, baltymų adsorbciją, ląstelių adhezijos plotą ir fokalinę adheziją ant paviršių bei palyginti su įprastai implantų protezavimui naudojamų medžiagų poliruotų paviršių atitinkamomis savybėmis. 6. Naudojant vieno iš pagrindinių periimplantito sukėlėjų
Porphyro-monas gingivalis standartinę monokultūrą, įvertinti bakterijų kolo-nijas formuojančių vienetų susidarymą ant itriu stabilizuoto cirkonio oksido ir ličio disilikato biokeraminėmis dangomis padengto poli-ruoto titano lydinio paviršiaus in vitro ir palyginti su bakterijų kolo-nijų susidarymu ant įprastai implantų protezavimui naudojamų me-džiagų poliruotų paviršių.
2. MOKSLINIO DARBO NAUJUMAS
IR PRAKTINĖ REIKŠMĖ
Šiame moksliniame darbe pasiūlytos naujos implantų atramų paviršių biokeraminės itriu stabilizuoto cirkonio oksido (3YSZ) ir ličio disilikato (LS2) dangos, kurių savybės galėtų pagerinti minkštųjų audinių periimplan-tinio barjero funkcionalumą.
Šio tyrimo metu nustatyta ir patvirtinta, kad įprastai dantų implantų pro-tezavimui naudojamos medžiagos pasižymi itin skirtingomis paviršių fiziko-cheminėmis savybėmis, kurios gali būti keičiamos tiek taikant nuoseklaus mechaninio poliravimo protokolus, tiek pasitelkiant paviršiaus padengimo strategijas. Įrodyta, kad fizikocheminės paviršių savybės lemia ir ląstelių atsaką, ir bakterijų kolonijų formavimąsi.
Naudojant zolių-gelių metodiką, buvo naujai sintezuotos ir sėkmingai panaudotos 3YSZ ir LS2 biokeraminės dangos poliruoto titano lydinio pavir-šių padengimui. In vitro eksperimentais dangos identifikuotos pagal cheminę bei fazinę sudėtį ir apibūdintos pagal jų paviršiaus morfologiją. Nustatyta, kad taikant paviršių padengimą biokeraminėmis dangomis, gali būti keičia-mos jų fizikocheminės savybės.
Atlikti eksperimentai rodo, kad 3YSZ ir LS2 biokeraminės dangos yra biosuderinamos ir sumažina bakterijų kolonijų formavimąsi. 3YSZ danga didina ląstelių prisitvirtinimo greitį ir efektyvumą.
Šio mokslinio darbo in vitro rezultatai rodo sėkmingą zolių-gelių metodo pritaikymą implantų atramų paviršiaus padengimui biokeraminėmis dango-mis ir leidžia toliau vystyti šį metodą. Abi pasirinktos dangos turi klinikinio panaudojimo perspektyvą ir toliau gali būti tiriamos in vivo modeliuose bei klinikiniuose eksperimentuose. Sukurtų naujų Ti-3YSZ ir Ti-LS2 paviršių pritaikymas gali būti plačiai tiriamas ir kitose biomedicinos mokslo srityse.
3. LITERATŪROS APŽVALGA
3.1. Protezavimo įtaka implantų ilgaamžiškumuiDantų eilių defektų protezavimas ant dantų implantų fiksuotomis restau-racijomis yra daugeliui klinikinių atvejų sėkmingai pritaikomas sprendimas, kuris vis dažniau pasitelkiamas klinikinėje praktikoje. Vis dėlto, svarbu suprasti, kad šio tipo restauracijos, kaip ir visos kitos restauracinės procedū-ros, yra skirtos ne tik atkurti prarastą dantį, bet ir užtikrinti ilgalaikę aplinki-nių audiaplinki-nių sveikatą bei stabilumą [60, 111, 181]. Protezavimas turi reikšmin-gą įtaką implanto ilgaamžiškumo prognozei, o protezinės konstrukcijos nulemia tiek krūvio perdavimą implantui [114], tiek periimplantinių audinių būklę, tiek apnašų susidarymo ir išsivalymo galimybes [43, 58].
Okliuzinė perkrova įvardijama kaip priežastis, lemianti biomechanines dantų implantų komplikacijas [55]. Mokslinėje literatūroje aprašytas dantų implantų netekimas dėl tiesioginės jų perkrovos in vivo tyrime naudojant žiurkes [132], taip pat perkrovos įtaka įvardinta ir retrospektyvinėje studijoje [71]. Kitoje in vivo studijoje nustatyta, jog periimplantitas sukeliamas dėl bakterijų bioplėvelės susidarymo, tačiau perkrova, kaip predisponuojantis veiksnys, gali reikšmingai pagreitinti periimplantinio kaulo tirpimą [82, 149]. Kita vertus, krūvio perdavimą implantui ir jį supančiam periimplantiniam kaului lemia protezo dizainas, nuo kurio gali priklausyti įtampų susidarymas tiek proteziniuose elementuose, tiek implante ar periimplantiniame kaule [129].
Protezų dizainas taip pat turi didelę biologinę reikšmę dėl poveikio minkštiesiems periimplantiniams audiniams. Neteisingai parinkta protezo forma, dantų išdėstymas, santykis su antagonistais gali lemti minkštųjų periimplantinių audinių mechaninį traumavimą ir pažeidimą dėl stringančio maisto, jo likučių [43]. Be abejo, maisto likučiai po proteziniais elementais gali sukelti ir biologinį uždegiminį atsaką. Taigi dar viena svarbi sąlyga dantų protezams ant implantų – protezo konstrukcija, apsauganti nuo maisto stri-gimo ir tiesioginio periimplantinių audinių traumavimo.
Biologiniu požiūriu taip pat svarbus ir protezavimui naudojamų medžia-gų pasirinkimas. Implantų protezavimui naudojamoms medžiagoms taikomi tokie patys kriterijai, kaip ir kitoms medicinoje pasitelkiamoms biomedžia-goms [159, 200, 218]. Jos turi būti biosuderinamos, nesukeliančios imuninių reakcijų, nedarančios mutageninio poveikio. Implanto atramoms naudojamų medžiagų paviršiai yra betarpiškame kontakte su minkštaisiais audiniais, todėl, dėl tiesioginio kontakto, gali sąlygoti ląstelių elgseną. Kita vertus, jie
yra skalaujami burnos skysčių, taigi svarbus ir netiesioginis sisteminis povei-kis organizmui. Vienas svarbiausių reikalavimų, sąlygojančių implantų prote-zavimui naudojamų medžiagų parinkimą – jų biosuderinamumas, kadangi implantų atramų paviršius gali būti palanki terpė dantenų ląstelėms [30, 31, 121, 220]. Taip pat svarbi dantenų ląstelių adhezija ir proliferacija ant pavir-šiaus, nes tai nulemia dantenų barjerinę funkciją [18]. Po implantacijos gyjant žaizdoms, periimplantiniai minkštieji audiniai formuojasi ir tvirtinasi prie atramos paviršiaus. Gijimo procesas užtrunka 6–8 savaites [178]. Jam reikš-mingą įtaką turi paviršiaus fizikocheminės savybės: paviršiaus cheminė sudė-tis ir stabilumas [59, 137], paviršiaus hidrofiliškumas (apibūdinamas pavir-šiaus vandens kontaktiniu kampu) [62, 185, 186], pavirpavir-šiaus laisvoji energija [92] ir paviršiaus morfologija [80].
Paviršiaus fizikocheminės savybės tiesiogiai koreliuoja su bakterijų ad-hezija [49] ir svarbu suprasti, kad implantų protezavimui naudojamų medžia-gų paviršius turėtų būti nepalankus apnašų kaupimuisi ir bakterinės bioplė-velės formavimuisi, nes būtent bakterijos gali sukelti periimplantinių audinių uždegimą [75, 97]. Nepaisant minkštųjų audinių barjero sandarumo, bakte-rijos, išskirdamos virulentiškumo faktorius, sugeba jį pažeisti ir skverbtis gilyn link šiurkštesnės implanto šakninės dalies [46,190]. Dėl šios priežasties, dirbtinių medžiagų paviršius dantenų lygyje turėtų būti nepalankus bakterijų prisivirtinimui ir bioinertiškas bei tinkamas minkštųjų audinių adhezijai ir gyvybingumui užtikrinti [53, 54]. Bakterijos ir ląstelės skirias ne tik savo dydžiu ir morfologija, bet ir adheziniais mechanizmais, todėl svarbu suprasti, kokios paviršiaus savybės turėtų būti siekiamybė [8].
Taigi planuojant dantų eilių defektų protezavimą ant implantų fiksuo-tomis restauracijomis reikia ypatingą dėmesį skirti tiek parenkant tinkamą konstrukcijos dizainą, tiek medžiagas, kad proteziniai sprendimai užtikrintų maksimalią periimplantinių audinių sveikatą ir stabilumą.
3.2. Periimplantinių minkštųjų audinių sandara
Periimplantiniai minkštieji audiniai – tai dantenos, kontaktuojančios su dantų implanto sistemos vainikine dalimi – atrama. Histologiškai, dantenos prie implanto savo sandara turi panašumų į audinius prie natūralių dantų. Dantenos aplink danties implantą, kaip ir aplink natūralų dantį, formuoja
bio-sluoksniu burnos epiteliu, kuris vagelėje keičiasi į nekeratinizuotą viena-sluoksnį vagelės epitelį ir tęsiasi formuodamas epitelinę jungtį su implanto atramos paviršiumi [19]. Epitelinė jungtis prie implanto atramos panaši į prie natūralaus danties paviršiaus dantenų formuojamą epitelinę jungtį, kurią su-kuria pamatinė membrana ir hemidesmosomos [99]. Žemiau epitelinės jung-ties tęsiasi prie paviršiaus prisitvirtinęs jungiamasis audinys, kuris palaiko audinių homeostazę ir užtikrina apsauginę funkciją.
3.2.1 pav. Periimplantiniai audiniai.
Blanco ir kt. (2016) tyrime pateikta histologinė mikrografija ir histomorfometriniais matavimais paremtas struktūrų nustatymas [25].
Gyjant minkštiesiems audiniams ir reorganizuojantis laikiną barjerą užti-krinančiam kraujo krešuliui, 1–2-ą savaitę prasideda periimplantinės dantenų vagelės epitelio formavimasis, kuris baigiasi 6–8-ą savaitę [18]. Vykstant fibroblastų migracijai, formuojasi jungiamasis audinys, o epitelio migracija baigiasi tada, kai jis pasiekia žemiau prisitvirtinusį jungiamąjį audinį [169]. Tik susiformavus periimplantinių dantenų vagelės epiteliui užtikrinamas maksi-malus periimplantinių dantenų barjero sandarumas [83]. Pilnai dantenos prie implanto atramos susiformuoja ir prisitvirtina 6–8-ą savaitę [178, 187].
Vidiniuose dantenų sluoksniuose vyraujančiame jungiamajame audinyje gausu dantenų fibroblastų (HGF) ir tarpląstelinio užpildo (ECM) [127]. Bio-logiškai HGF svarbūs dėl imuninio atsako išskiriant citokinus bei kitas biologiškai aktyvias medžiagas ir dėl ECM baltymų išskyrimo, kurie būtini audinio struktūrai ir homeostazei [165]. Taip pat jungiamajame audinyje ran-dama tiesiogiai už imuninį atsaką atsakingų ląstelių: makrofagų, leukocitų, limfocitų [191]. Tačiau, lyginant su dantimi, jungiamasis audinys prie implanto labiau panašus į randinį jungiamąjį audinį tiek ląstelių tankiu, tiek retesne vaskuliarizacija, tiek neorientuotu skaidulų išsidėstymu [187]. Jame mažesnė ląstelių ir didesnė ECM koncentracija, periimplantiniai minkštieji audiniai turi retesnį kraujagyslių ir skaidulų tinklą.
Dantenos prie natūralaus danties turi intensyvesnę kraujotaką. Jos arteri-niu krauju yra aprūpinamos per antkaulio kraujagyslių pluoštą ir kraujagyslių pluoštą, esantį periodonte [19, 61, 197]. Dėl gero kraujotakos intensyvumo, dantenos puikiai aprūpinamos pirminėmis ląstelėmis, atsakingomis už audi-nių regeneraciją, imuninėmis ląstelėmis, apsaugančiomis nuo infekcijos, ir maisto medžiagomis. Deja, dantenoms prie implanto kraujas yra tiekiamas tik vienu keliu – per antkaulio kraujagyslių pluoštą, todėl periimplantinių dante-nų tiek regeneracinis, tiek imuninis potencialas yra silpnesnis [197].
Jungiamajame audinyje gausu skaidulų. Jas formuoja vienas iš ECM baltymų – kolagenas, kurį taip pat išskiria dantenų fibroblastai [21, 103]. Tai vienas iš svarbiausių struktūrinių dantenų komponentų, užtikrinantis audinių tvirtumą. Dar daugiau, kolageno skaidulų išsidėstymas lemia minkštųjų audi-nių barjero stabilumą ir hermetiškumą. Prie natūralaus danties kolageno skai-dulos išsidėsto statmenai danties šaknies paviršiui [19, 197]. Dalis jų jungiasi su danties šaknies cementu, suteikdamos tvirtumo epiteliniam dantenų vage-lės barjerui. Dantenų fibroblastų sintetinamas kolagenas [21] sudaro jungtis su labiau mineralizuotomis, šaknies cementoblastų sintetinamomis Šarpėjaus skaidulomis [40, 183]. Prie danties implanto atramos kolageno skaidulų tink-las išsidėsto lygiagrečiai jos paviršiui ir su juo jungčių neformuoja, todėl ši konfigūracija lemia blogesnį epitelinės jungties mechaninį tvirtumą bei san-darumą [19, 88, 127, 197]. Epitelinės jungties sansan-darumą prie implantų atra-mų formuoja tik hemidesmosomos, todėl ji yra silpnesnė [99]. Tačiau esama studijų, įrodančių, kad ir prie implantų atramų paviršiaus formuojasi paviršiui statmenos kolageno skaidulos, kurių išsidėstymą gali nulemti atramos
Vis dėlto, pilnai sugiję ir susiformavę minkštieji audiniai prie implantų struktūriškai skiriasi nuo audinių prie natūralių dantų. Parpaiola ir kt. (2015) savo studijoje nurodo, kad keratinizuotos dantenos prie implantų yra statistiš-kai reikšmingai plonesnės nei prie dantų [148]. Įdomu tai, kad visgi fiziolo-giškai sveika dantenų vagelė prie implantų gilesnė (3,4±0,8 mm) nei prie dantų (2,2±0,4 mm). Taip pat prie implantų nustatomas ir didesnis gylis nuo dantenų krašto iki kaulo (4,4±0,8 mm), lyginant su dantimis (3,2±0,5 mm). Manoma, kad prie implantų didesnį atstumą nuo dantenų krašto iki kaulo ribos lemia mažesnė hemidesmosomų koncentracija nei prie danties pavir-šiaus [80, 148, 187]. Tačiau matematinis gylių skirtumas, tiriant dantenų va-gelę ir kaulo ribą, rodo, kad prie paviršiaus prisitvirtinusio ir barjerą formuo-jančio jungiamojo audinio storis, tiek prie danties, tiek prie implanto yra pa-našus ir siekia ~1 mm. Visgi, funkciškai nurodomas prastesnis jungties epite-lio mechaninis atsparumas prie implanto, nei prie danties [224]. Nustatyta, kad periimplantinis uždegimas imunologiniu požiūriu greitesnis, agresyves-nis ir ryškesagresyves-nis, o jo regeneracija – lėtesnė [215]. Uždegimas prie periimplan-tinių audinių progresuoja lengviau, negu periodonte [20] galimai dėl prastes-nės audinių barjeriprastes-nės funkcijos [81, 197].
Pagrindinis skirtumas lyginant dantį ir implantą išlieka su dantena kon-taktuojančios medžiagos paviršius, kuris lemia periimplantinių audinių ląste-lių elgseną [137]. Manoma, kad minkštųjų audinių architektūrą formuoja būtent kontaktuojančios medžiagos paviršiaus fizikocheminės savybės [185, 186]. Medžiagos cheminė sudėtis, paviršiaus hidrofiliškumas, laisvoji energi-ja, šiurkštumas – tai veiksniai, galintys nulemti ląstelių gyvybingumą, adhe-ziją, ląstelių tipą ir morfologiją, kolageno koncentraciją bei išsidėstymą [52]. Taip pat, dėl grįžtamojo ryšio, aplinkinės ląstelės sąveikauja su ECM, kurį formuoja baltymai, dengiantys implanto paviršių [201]. Sąveika vyksta dėka transmembraninių ląstelinių baltymų, turinčių receptorinę funkciją – integri-nų. Ekstraląsteliniams integrinams komunikuojant su ECM, intraląsteliniai baltymai (vinkulinas, paksilinas, talinas ir kt.) formuoja makromolekulines struktūras – fokalines adhezijas (FA). FA lemia ląstelės prisitvirtinimo stabi-lumą, mechaninį ir cheminį signalizavimą, jėgos sukūrimą ir mechanojautru-mą [164]. Fokalinių adhezijų skaičius parodo ląstelės prisitvirtinimo prie paviršiaus stiprumą, o ląstelės užimamas plotas – FA kontakto dydį. Be to, FA kiekis priklauso nuo substrato paviršiaus, kadangi jis gali veikti ląstelių traukos jėgas, sukeldamas ląstelės citoskeleto persitvarkymą [15, 223]. Pa-vyzdžiui, manoma, kad paviršiaus nano topografija gali tiek nulemti ankstyvą dantenų fibroblastų prisitvirtinimą ir proliferaciją, tiek paskatinti kolageno skaidulas formuotis statmenai atramos paviršiui [54, 79, 88, 98, 103]. Taigi
implantų atramų paviršiai turėtų būti ne tik biologiškai suderinami, bet ir skatinti ląstelių prisitvirtinimą [134].
3.3. Bakterinė bioplėvelė
Pagal žmogaus mikrobiomų duomenų bazę (HOMD) (http://www.homd. org/) [42], burnos ertmėje randama daugiau kaip 700 skirtingų bakterijų rūšių ir dalis jų – patogeninės. Bakterijų prisitvirtinimui ir bioplėvelės formavi-muisi reikalingas baltyminis pagrindas – pelikulė [28]. Seilėse ir dantenų vagelėje cirkuliuojantys baltymai yra adsorbuojami natūralios kilmės ir dirb-tinių burnos ertmės paviršių, suformuodami pelikulę. Prie jos savo adhezinais pradeda tvirtintis burnos ertmės seilėse esančios planktoninės bakterijos [94]. Pirmiausia tvirtinasi pradinių kolonizuotojų bakterijų rūšys, po to – anksty-vųjų ir pagaliau vėlyanksty-vųjų kolonizuotojų bakterijų rūšys, formuodamos ryšius mikroorganizmų polimikrobinėje bendruomenėje (3.3.1 lentelė). Dantenų vagelėje prie danties yra palankios anaerobinės sąlygos. Prie implanto, dėl didesnio dantenų vagelės gylio, jos dar palankesnės, todėl su periimplantinių ligų išsivystymu siejami mikroorganizmai – aneorobinio pobūdžio vėlyvieji kolonizuotojai. Būtent šios patogeninės bakterijos gali sukelti fibroblastų uždegiminio pobūdžio atsaką, kuris pasireiškia periimplantinių minkštųjų audinių uždegimu – periimplantiniu mukozitu [163, 182]. Dėl uždegimo taip pat yra pažeidžiamas epitelinis barjeras, todėl negydomas periimplantinis mukozitas gali nesunkiai pasiekti periimplantinį kaulą ir tapti periimplantitu [85, 157]. Formuojantis ir gilėjant dantenų kišenei, tampa sudėtingesnis mechaninis ir/ar cheminis apnašų pašalinimas bei gerėja anaerobinės sąlygos ir polibakterinėje bioplėvelėje didėja anaerobinių patogenų kiekis. Studijų duomenys rodo, kad periimplantito sukėlėjo rūšys yra tos pačios, kaip ir patogenų, sukeliančių periodontitą [74, 120]. Bioplėvelėje vyrauja anaerobi-nės rūšys: Porphyromonas gingivalis, Tannerella forsythia, Treponema
den-ticola, Actinobacillus actinomycetemcomitans, Prevotella intermedia/nigre-scens, Fusobacterium nucleatum, Campylobacter rectus [95, 124, 142, 152]. Dažniausiai nustatomas ir specifiškai periimplantito atvejais randamas pato-genas – P. gingivalis kultūra, kurios koncentracija lemia išskiriamų virulen-tiškumo faktorių gausą, o nuo to priklauso ligos progresavimas [78, 190, 194]. Taip pat ši bakterijų rūšis dažniausiai randama bioplėvelės išoriniame
3.3.1 lentelė. Periimplantinių audinių uždegimą sukeliantys mikroorganizmai
Pradiniai
kolonizuotojai kolonizuotojai Ankstyvieji kolonizuotojai Vėlyvieji
Streptococcus oralis Streptococcus sanguinis Streptococcus mitis Eikenella corrodens Veillonella atypica Prevotella loescheii *Fusobacterium nucleatum *Aggregatibacter actinomycetemcomitans *Prevotella intermedia/nigrescens *Treponema denticola *Porphyromonas gingivalis
Kolenbrander ir kt. (2006) (2010) pateiktos pagrindinės bakterijų rūšys, formuojančios poli-mikrobines bakterijų bioplėveles, galinčias sukelti periimplantinių audinių mukozitą arba periimplantitą [93, 94]. Specifiniai anaerobai, išskiriantys su periimplantitu siejamus viru-lentiškumo faktorius, pažymėti „*“.
3.4. Implantų atramoms naudojamos medžiagos
Pirmieji dantų implantai buvo vienatūriai (vientisi) ir protezavimui nau-dojama atrama nuo šakninės dalies nebuvo atskirta. Toks vientiso implanto dizainas lemdavo ir atramų medžiagos pasirinkimą – vainikinė dalis dantenų lygyje, kaip ir šakninė dalis, būdavo gaminama iš titano lydinių. Didelio grynumo >98,90 proc. I–IV klasės [109] titano lydiniai pasižymi itin geru bio-suderinamumu ir osteoindukcinėmis savybėmis, kurios itin svarbios implanto osteointegracijai [91, 139]. Keičiantis ir tobulėjant implantų dizainui, buvo pradėtos naudoti dviejų komponentų (šakninė dalis – implantas, vainikinė dalis – atrama) dantų implanto sistemos. Mažesnio grynumo (90 proc.) V kla-sės titano lydinys Ti6Al4V dažniausiai taip pat turi itin aukštą biosuderina-mumo laipsnį ir, nors prasčiau osteointegruojasi, dėl geresnių jo mechaninių savybių yra tinkamesnis implantų atramų ir kitų protezinių elementų gamybai [189]. Dar vienas populiarus ir mechaniškai tvirtas lydinys, naudojamas implantų atramų gamybai – chromo-kobalto. Jis pasižymi dideliu tvirtumu, geru biosuderinamumu, nesudėtingu apdirbimu ir lengva detalių gamyba, tačiau fibroblastų gyvybingumas ir adhezija ant jo prastesnė nei ant titano lydinių [171] – tai lemia cheminė sudėtis ir didesnis šio lydinio elektrinis aktyvumas [76].
Vengiant metalinių komponentų elektrinio aktyvumo, implantų atramų gamybai dažnai pasirenkamos keraminės medžiagos. Dantų ir implantų pro-tezavimui naudojamos keramikos pasižymi aukštu biosuderinamumu, kuris užtikrina geresnę medžiagos biointegraciją ir ilgalaikį stabilumą, kontaktuo-jant su gyvaisiais audiniais [144, 180]. Reikia pabrėžti, kad keraminės me-džiagos turi pranašumą prieš metalinius komponentus ir dėl savo estetinių savybių [153]. Jų spalva artima natūralių danties audinių spalvai ir tai lemia geresnę implantų protezavimo estetinę sėkmę. Dažniausiai implantų atramų
gamybai naudojama keramika – itriu stabilizuotas cirkonio oksidas (tetrago-nalinė forma) 3Y-TZP (3.4.1 lentelė). Tai amorfinio komponento (stiklo) neturinti polikristalinė keramika, kurioje visi atomai susijungę taisyklingo tetragono kristalinėmis gardelėmis [172]. Taip pat vis dažniau pasirenkama ličio disilikato (LS2) stiklo keramika, kuri pasižymi geresniu elastingumu, nei 3Y-TZP [17].
3.4.1 lentelė. Cirkonio oksido keramikos fazės ir jų formavimosi tempera-tūros Fazė Temperatūra Monoklininė 400–1100 °C Tetragonalinė 1100–2370 °C Kubinė 2370–2600 °C Davar ir kt. (2013) [48].
Visos keramikos yra gana jautrios mechaniniam tempimui ar lenkimui ir šios savybės yra kritinis veiksnys implantų protezavime [156]. Natūralaus danties šaknis yra apsupta periodonto raiščių, kurie lemia mikro paslankumą ir danties judesiai ašine kryptimi gali siekti 25–100 μm. Osteointegruotas dantų implantas gali judėti tik 3–5 μm ir mikro paslankumas atsiranda tik dėl kaulo deformacijos krūvio metu [184, 188]. Be to, dėl periodonte esančių propriorecepcinių skaidulų, kramtant natūraliu dantimi stebima geresnė kramtymo proprioreceptorika ir jos nulemtas kramtymo jėgos valdymas [65]. Taigi restauracijose ant dantų implantų didesni įtempiai formuojasi tiek dėl mažo amortizacinio potencialo, tiek dėl mažesnio krūvio valdymo jautrumo. Dėl mechaninių savybių, keramikų deformatyvumas yra ribotas ir perkovos gali lemti mechanines komplikacijas [189].
Ribotas keramikų deformatyvumas taip pat kelia didesnes rizikas gami-nant grupę implantų sujungiančias restauracijas [156]. Įtempiai implantų pro-teziniuose komponentuose gali formuotis ne tik dėl funkcinio apkrovimo, bet ir dėl nepasiekto pasyvaus protezo atitikimo [1], kurio, skirtingai nei ant dan-tų, negali kompensuoti periodonto raištis. Taigi metalų lydiniai, dėl didesnio atsparumo lenkimui ar tempimui ir didesnio plastiškumo, turi didesnį prana-šumą nei vientisos keramikinės implantus jungiančios konstrukcijos.
polimerinės kilmės medžiagos: polimetilmetakrilatas (PMMA), polietere-terketonas (PEEK), polieterketonketonas (PEKK) ar kompozitinės medžia-gos pasižymi elastinėmis savybėmis, todėl būtent jos gali būti pasirenkamos implantų atramų gamybai, siekiant sumažinti perkrovas ir sukurti amorti-zacinį efektą [112]. Deja, šių medžiagų naudojimą riboja prastesnis ląstelinis atsakas [69].
3.5. Implantų atramų paviršiai
Dantų implantų atramų paviršiai kliniškai svarbūs dviem aspektais: dėl minkštųjų periimplantinių audinių sveikatos ir dėl atsparumo bakterinių apnašų susidarymui.
Vienas paprasčiausių ir universaliausių implantų atramų paviršių paruo-šimo būdų – mechaninis apdirbimas. Jis gali būti skirstomas į frezavimą ir poliravimą. Frezavimas – tai paviršiaus apdirbimas jį tekinant ar pjaunant. Šis būdas dažnai yra taikomas pramoninėje implantų sistemų gamyboje. Palygi-nus su smėliuotu paviršiumi, frezuotiems titano lydiniams būdingas mažesnis šiurkštumas ir geresnis fibroblastų prisitvirtinimas [92]. Poliravimas – papil-domas etapas, skirtas sumažinti dantų implantų atramų paviršiaus šiurkštumą [70]. Literatūroje nurodoma, kad frezuoto titano lydinių paviršių papildomas poliravimas leidžia sumažinti jo šiurkštumą, padidinti hidrofiliškumą ir ląstelių adheziją [137], sumažinti bakterinės bioplėvelės formavimąsi [51, 115]. Visgi, abu šie metodai yra riboti keičiant paviršiaus fizikochemines savybes, todėl vis dažniau naudojamas atramų paviršiaus modifikavimas tai-kant padengimą [102].
Implantų atramų dangos gali būti aktyvios ir pasyvios [64, 222]. Akty-vios dangos – tai tokios dangos, kurios, reaguodamos su periimplantiniais minkštaisiais audiniais, atpalaiduoja biologiškai aktyvias medžiagas [16]. Paprastai jos naudojamos dėl dviejų priežasčių: minkštųjų audinių biostimu-liacijai ir antimikrobiniais tikslais. Pasyvios atramų dangos nieko neišskiria ir nekeičia savo savybių funkcijos metu, tačiau jų naudojimas leidžia keisti paviršiaus fizikochemines savybes bei moduliuoti ląstelinį ir bakterinį atsaką. Taip pat galimas paviršiaus mikroarchitektūros modifikavimas taikant biopolimerines dangas, tokias, kaip keratino nano skaidulos, kurios galėtų būti naudojamos Šarpėjaus skaidulų biomimetikai [44, 53]. Taigi implantų atramų paviršių padengimas – nauja kryptis, leidžianti keisti paviršių fiziko-chemines ir biologines savybes.
3.6. Biokeramikos odontologijoje
Biokeramikos – tai keraminės medžiagos, priklausančios biomedžiagų grupei [23, 117]. Jos pasižymi aukštu biosuderinamumu ir yra plačiai naudo-jamos įvairiose medicinos srityse. Ortopedijoje, plastinėje ir rekonstrukcinėje chirurgijoje biokeramikos pritaikomos kelių, klubų, raiščių, sausgyslių prote-zavimui [33], kaulinių defektų rekonstrukcijoms [108]. Odontologijoje daž-niausiai naudojamos dantų protezų, implantų ir jų atramų gamybai, taip pat pasitelkiamos kaulinių defektų augmentacijai, pulpos audinių regeneracijai, karieso prevencijai ir gydymui, ortodontinių prietaisų gamybai. Biokerami-kos gali būti klasifikuojamos pagal įvairias klasifikacijas, bet biomedicinoje jas racionaliausia skirstyti į dvi grupes: bioaktyvios ir bioinertiškos [68]. Bioaktyvios keramikos – tai tokios keramikos, kurios, sąlytyje su gyvaisiais audiniais, reaguoja, disocijuoja, išskirdamos biologiškai aktyvius jonus ar jų grupes [155]. Tokių keramikų aktyvumas gali skatinti audinių mineralizaciją, veikti antimikrobiškai. Regeneracinėje ir rekonstrukcinėje odontologijoje tai labai svarbios savybės, todėl biologiškai aktyvios keramikos naudojamos kaip dirbtiniai kaulo pakaitalai, kaip užpildas dantų šaknų kanalų gydymui, taip pat taikomos kaip remineralizuojančios priemonės kariesologijoje ir odontologinių ligų prevencijoje. Keisdamos savo fazę, šio tipo keramikos turi skirtingą biodegradavimo laipsnį, kuris svarbus priklausomai nuo naudojimo tikslo. Tačiau, kalbant apie bioaktyvumą, svarbu suprasti, kad neišvengiamas ir keramikų tirpumas. Tai reiškia, kad bioaktyvios keramikos neturi nei fazinio, nei cheminio stabilumo, todėl ir jų struktūros stabilumas yra ribotas. Bioinertiškos keramikos – tai tokios keramikos, kurios, kontaktuodamos su biologiniais audiniais ir jų skysčiais, išlaiko cheminį ir fazinį stabilumą [161, 173]. Šios savybės yra svarbios dantų protezų gamybai, kadangi nuo jų tiesiogiai priklauso ir protezo mechaninis stabilumas bei ilgaamžiškumas.
Kalcio hidroksiapatitas (CHAp) – natūralios kilmės biokeramika, randama žmogaus kauluose ir dantų struktūrose. Biomedicininiais tikslais dažnai naudojama sintetinė jo forma, kuri yra mažiau tirpi. Ši biokeramika, priklausomai nuo kristalinės formos (fazinės sudėties), kalcio ir fosforo santykio, pasižymi skirtingu bioaktyvumo-bioinertiškumo laipsniu. Tačiau, pritaikant įvairius CHAp laboratorinius sintezės mechanizmus, galima keisti šios biokeramikos savybes. Taigi CHAp gali būti naudojama biomedicinoje
implantų [72] ir biokeraminių šaknų kanalų užpildų gamybai [3]. Tačiau šios keramikos naudojimą dažniausiai riboja sudėtinga sintezė ir tam reikalingos aukštos lydymosi temperatūros (3.4.1 lentelė).
Ličio disilikato (LS2) biokeramika– viena populiariausių keramikų, pasi-renkama dantų protezų gamybai dėl emalio biomimetikos [225]. Ji savo mechaninėmis ir optinėmis savybėmis panašiausia į emalį, pasižymi bioiner-tiškumu. Įprastai odontologijoje naudojamą LS2 biokeramiką sudaro krista-linė ir stiklo fazės [77]. Deja, jos įtaka minkštiesiems burnos ertmės audi-niams nėra plačiai ištyrinėta.
Taigi, biokeraminės medžiagos plačiai naudojamos odontologijoje ir turi daug biologinių privalumų, lyginant jas su kitomis biomedžiagomis. Nors „auksiniu standartu“ implantų atramų gamybai yra laikomas titano lydinys, vis dažniau tam sėkmingai pasitelkiamos įvairios biokeramikos.
3.7. Biokeraminių dangų formavimas, naudojant zolių-gelių metodą
Zolių-gelių metodas paviršių padengimui nėra naujas. Pagal paiešką PubMed duomenų bazėje, naudojant raktinius žodžius sol-gel AND coatings AND titanium, 2015–2020 metais buvo rastos 140 publikacijų. Dvidešimt trys iš jų aprašė titano lydinių paviršių padengimus, naudojant zolių-gelių metodą biomedicininiais tikslais (3.7.1 lentelė). Pastaraisiais metais ši metodika yra vis dažniau taikoma ir leidžia sėkmingai paviršius padengti tiek biokerami-nėmis, tiek organibiokerami-nėmis, tiek kompozitinėmis dangomis. Dažniausiai buvo naudojami skirtingi sintezės mechanizmai stiklinių silicio oksido (SiO2) junginių ar stiklo keramikų ant titano lydinio formavimui, tačiau buvo sinte-zuotos ir sudėtingesnės biokeraminės struktūros. Paviršiai taip pat buvo padengiami audinių inžinerijoje naudojamais biopolimerais arba derinant juos su biokeramikomis, kuriant kompozitines dangas. Dangų struktūroms sukurti buvo išbandyti ir laisvi metalų jonai – varis (Cu) [63] bei sidabras (Ag) [56], kurių naudojimas dangose leido padidinti paviršių antibakterinį poveikį, tačiau turėjo neigiamos įtakos biosuderinamumui. Visos kitos litera-tūroje aprašytos ir titano lydinio padengimui naudotos dangos buvo biosude-rinamos. Taigi 3.7.1 lentelėje pažymėtuose literatūros šaltiniuose aprašomos plačios zolių-gelių metodikos pritaikymo galimybės titano lydinio paviršiaus inžinerijoje, pakeičiant jo savybes. Zolių-gelių metodika yra nebrangi, efek-tyvi ir technologiškai nesudėtinga. Dangos parametrai gali būti kontroliuo-jami keičiant zolio-gelio koncentraciją, įmerkimo/sukimo parametrus ir iškai-tinimo temperatūrą [38, 202]. Zolių-gelių ir įmerkimo technikų derinimas
duoda kitų potencialių privalumų: kontroliuojamas dangos grynumas, homo-geniškumas, mažas dangos storis.
3.7.1 lentelė. Literatūros šaltiniuose aprašytas titano lydinių padengimas Šaltinis Danga Biosuderi-namumas Antibakterinis poveikis
Romero-Gavilan ir kt. (2018) [168] SiO2 nd nd Martinez‐Ibanez ir kt. (2018) [118] SiO2 + nd Chellappa ir kt. (2017) [41] SiO2/ZnO nd nd Voicu ir kt. (2016) [208] SiO2/nd + nd Romero-Gavilan ir kt. (2018) [167] Sr/SiO2 nd nd Araujo‐Gomes ir kt. (2018) [11] SiO2/želatina nd nd Palla-Rubio ir kt. (2019) [143] SiO2/chitozanas nd + Catauro ir kt. (2015) [37] SiO2/polietelinglikolis + nd Catauro ir kt. (2016) [39] CaO·SiO2 + nd Maleki-Ghaleh ir kt. (2015) [113] Ca3Mg(SiO4)2 + nd Marzban ir kt. (2018) [119] Ca2MgSi2O7 + nd Gollwitzer ir kt. (2018) [63] TiO2 + – TiO2/Cu – + Zemtsova ir kt. (2016) [219] TiO2 + nd Boukchina ir kt. (2019) [27] TiO2/PbO2 nd nd Nascimento ir kt. (2017) [136] TiO2 + nd CaTiO2 + nd CaP + nd Catauro ir kt. (2017) [36] TiO2/polikaprolaktonas nd nd Vakili ir kt. (2020) [205] Chitozanas/alginatas + + Garcia-Casas ir kt. (2019) [57] P (OR)3 + nd Fu ir kt. (2018) [56] ZnO/Ag – + Bi ir kt. (2020) [24] ZnHAp/BiHAp + + Carrado ir kt. (2017) [35] Na2Ti9O19/HAp + nd Lou ir kt. (2015) [105] LaHAp + nd
medžiagos. Reagentų paruošimo strategija yra paremta cheminėmis reakcijo-mis bei jų etapais, maišant skirtingų reagentų tirpalus, kol galiausiai susinte-tinama galutinė medžiaga zolių-gelių forma. Be abejo, tai nėra grynas pro-duktas ir zolyje-gelyje taip pat egzistuoja reakcijų šalutiniai produktai, kurie yra pašalinami tolimesnių padengimo etapų metu. Dažniausiai tai yra orga-ninės kilmės šalutiniai produktai ir tirpikliai, kurie tolimesniuose sintezės eta-puose, naudojant temperatūrą, išgaruoja ar išdega.
Padengimo etapo metu zoliai-geliai yra paskleidžiami ant substrato paviršiaus. Tam dažniausiai yra taikomos įmerkimo arba sukimo metodikos (3.7.1 pav.) [160, 211]. Substrato padengimas įmerkimo būdu yra patogus todėl, kad tinka netaisyklingų formų substratams, taip pat nesudėtingai pritaikomas serijinei gamybai. Taikant padengimą įmerkimo būdu, galima keisti galutinės dangos savybes, taikant skirtingus substrato įmerkimo, išlai-kymo ir ištraukimo greičius. Kita vertus, šios technikos naudojimas gali riboti dangos storį ir pasiskirstymo ant substrato tolygumą. Sukimo metodika už-tikrina tolygesnį zolio-gelio pasiskirstymą ir tuo pačiu tolygesnį dangos susi-formavimą ant substrato paviršiaus. Dėl sukimo metu sukuriamų išcentrinių jėgų, veikiant sunkio jėgai, dalelės įgauna didesnį pagreitį, todėl geriau pasklinda ant paviršiaus ir suformuoja plonesnes dangas, nei naudojant įmer-kimo metodą. Deja, šis metodas labiau tinka santykinai taisyklingų substratų paviršiams.
3.7.1 pav. Zolių-gelių padengimų schemos: (A) įmerkimo metodas; (B) sukimo metodas.
Po padengimo reikalingas zolių-gelių fiksavimas-stabilizavimas ant sub-strato paviršiaus, atliekant iškaitinimą [195]. Tam naudojami įvairūs ratūriniai režimai, kurie reikalingi dėl kelių priežasčių. Pirma, didėjant tempe-ratūrai, kūnai plečiasi ir, didėjant tarpatominiams atstumams substrato pavir-šiuje, pagerėja adhezija tarp dangos ir substrato. Antra, temperatūra yra reika-linga šalutinių produktų pašalinimui (išgarinti tirpikliams ir išdegti priemai-šoms). Trečia, temperatūra pasitelkiama fazės formavimuisi.
Įdomu tai, kad naudojant zolių-gelių metodiką, kai kuriems cheminiams procesams reikalinga gerokai mažesnė temperatūra, nei atliekant jų sintezę su kieta medžiagos forma. Įprastai dantų ir dantų implantų protezavimui naudo-jamas cirkonio oksidas frezuonaudo-jamas iš pusiau kietos formos blokelių, kuriuo-se yra supresuota monoklininės formos cirkonio oksido pudra su itrio prie-dais. Itris reikalingas tetragoninės formos cirkonio oksido stabilizacijai. Tačiau, norint sukelti cirkonio oksido kristalų persiformavimą iš monoklini-nės į tetragonalinę formą, reikalinga aukšta (1260 °C) temperatūra, kuri įgrei-tina dalelių judėjimą. Zolių-gelių sintezės procese nenaudojamos kristalinės medžiagų formos, todėl pasiekiamas didesnis dalelių reaktyvumas. Skirtingai nei dirbant su kietomis frakcijomis, zolių-gelių metodui užtenka gerokai že-mesnės temperatūros fazės transformacijoms išgauti. Mokslinėse publikaci-jose galima rasti sėkmingai aprašytų eksperimentų, kur T-YZP sėkmingai sintezuojamas 500 °C temperatūroje [138, 213]. Aukštos temperatūros nerei-kalingos ir kitoms keramikoms formuotis – Li2Si2O5 formuojasi 550 °C temperatūroje [110, 195, 209]. Taigi, ši metodo savybė ypač palanki tiek dėl proceso technologinio paprastumo, tiek dėl tinkamumo padengti aukštai tem-peratūrai jautrias medžiagas.
3.8. Literatūros apžvalgos apibendrinimas
Titano lydiniai plačiai naudojami dantų implantų ir jų atramų gamyboje bei ortopedinėje medicinoje dėl savo bioinertiškumo ir mechaninių savybių [91, 140]. Visgi, nepaisant šių privalumų, metalinių lydinių naudojimas dantų implantų protezavimui yra ribotas dėl tikimybės pasireikšti korozijai, alergi-joms [91] ir dėl jų netinkamų estetinių savybių [100]. Metalinis titano pavir-šius yra jautrus mechaniniams pažeidimams [177], todėl, atliekant profesio-nalios burnos higienos procedūrą, galima subraižyti atramų paviršių ir dėl šios
Įprastai dantų protezų gamybai naudojama sluoksniuojamoji keramika, dėl savo estetinių savybių, buvo sėkmingai pritaikyta metalo keramikos res-tauracijų gamybai. Deja, keramikos prisilydymas prie titano lydinių vis dar išlieka sudėtingas dėl susidarančios mažesnės adhezijos jėgos tarp titaninio pagrindo ir keramikos [9]. Tai lemia po atlikto smėliavimo titano paviršiuje įstrigusios smėlio dalelės [146] ir lydinio reaktyvumo sąlygotas storas oksi-dacinis sluoksnis [10]. Paviršių padengimas plonomis dangomis atveria nau-jas medžiagų tobulinimo ir pritaikymo galimybes. Tikimasi, jog šiame tyrime sukurtos naujos biokeraminės dangos pagerins sąveiką tarp ląstelių ir pavir-šiaus. Atliktuose panašiuose tyrimuose, kuomet naudotos kitos biokeraminės dangos, gauti rezultatai parodė, jog galima tikėtis teigiamų rezultatų [22, 214]. Šiame tyrime buvo naudotos unikalios itriu stabilizuoto cirkonio oksido ir ličio disilikato biokeraminės dangos, pritaikant zolių-gelių metodą titano lydinio substrato paviršiaus apdorojimui. Biokeraminių dangų naudojimas ant Ti lydinių gali būti tinkamas sprendimas, siekiant sujungti mechanines Ti substrato savybes ir biokeramikos paviršiaus pranašumus. Titano substrato paviršiaus izoliavimas biokeramine danga sumažina korozijos tikimybę ir pa-gerina keramikos sąlytį su minkštaisiais audiniais. Pasirinktos keramikos yra plačiai naudojamos protezavimo tikslais ir jų biosuderinamumas bei patvaru-mas jau pagrįstas įrodymais [32]. Dengimui zolių-gelių metodas buvo pasi-rinktas dėl savo paprastumo, ekonomiškumo ir sėkmingo pritaikymo kitiems substratams bei biokeraminėms medžiagoms [204].
4. TYRIMO MEDŽIAGA IR METODAI
Mokslinis darbas vykdytas Lietuvos sveikatos mokslų universiteto (LSMU) Medicinos akademijos Odontologijos fakulteto Dantų ir žandikaulių ortopedijos klinikoje, bendradarbiaujant su Valstybinio mokslinių tyrimų instituto Fizinių ir technologijos mokslų centro (FTMC) Cheminės inžine-rijos ir technologijos skyriumi, Vilniaus universiteto Chemijos ir Geomokslų fakultetu, Vilniaus universiteto Biochemijos instituto Gyvybės mokslų centru ir LSMU Laboratorinės medicinos klinika.
Šį eksperimentinį in vitro mokslinį darbą sudaro keturios dalys: a) implantų protezavimui naudojamų medžiagų paviršiaus poliravimo protokolų sudary-mas ir efektyvumo vertinisudary-mas; b) paviršiaus modifikavimo galimybių įverti-nimas pritaikant paviršiaus padengimą zolių-gelių metodu; c) medžiagų nau-joms biokeraminėms dangoms parinkimas, naujų biokeraminių dangų kūri-mas ir pritaikykūri-mas titano lydinio paviršiaus padengimui; d) naujai sukurtų dangų biologinio pritaikymo perspektyvų vertinimas in vitro ir palyginimas su įprastai implantų protezavimui naudojamų medžiagų poliruotais paviršiais. A – implantų protezavimui naudojamų medžiagų paviršiaus poliravimo protokolų sudarymo ir efektyvumo vertinimo schema:
1. Tiriamųjų grupių sudarymas ir mėginių paruošimas; 2. Paviršių poliravimo protokolų sudarymas ir poliravimas; 3. Paviršiaus fizikocheminių savybių vertinimas;
4. Duomenų statistinė analizė ir palyginimas.
B – paviršiaus modifikavimo galimybių įvertinimas taikant paviršiaus padengimą zolių-gelių metodu:
1. Kalcio hidroksiapatito dangos sintezavimas zolių-geliu metodu ir jos padengimas ant silicio nitrido paviršių skirtingu sluoksnių skaičiumi naudojant įmerkimo techniką;
2. Dangos (paviršiaus) fizikocheminių savybių vertinimas.
C – medžiagų naujoms biokeraminėms dangoms parinkimas, naujų bio-keraminių dangų kūrimas ir pritaikymas titano lydinio paviršiaus paden-gimui:
1. Itriu stabilizuoto cirkonio oksido (3YSZ) ir ličio disilikato (LS2) dangų sintezavimas zolių-geliu metodu ir titano lydinio paviršiaus
D – naujai sukurtų dangų biologinio pritaikymo perspektyvų vertinimas in vitro ir palyginimas su įprastai implantų protezavimui naudojamų me-džiagų poliruotu paviršiumi:
1. Naujai suformuotų Ti-3YSZ ir Ti-LS2 bei poliruotų paviršių balty-mų adsorbcijos vertinimas;
2. Naujai suformuotų Ti-3YSZ ir Ti-LS2 paviršių biosuderinamumo vertinimas ir palyginimas su poliruotais paviršiais.
3. HGF-1 ląstelių adhezijos ploto nustatymas ant paviršių po 2 ir 24 valandų;
4. HGF-1 ląstelių fokalinių adhezijų (FA) susidarymo nustatymas po 2 ir 24 valandų;
5. Paviršių kolonizavimo Porphyromonas gingivalis bakterijomis įverti-nimas ir palygiįverti-nimas su įprastai implantų protezavimui naudojamų medžiagų poliruotu paviršiumi.
4.1. Implantų atramoms naudojamų medžiagų paviršiaus poliravimo strategijos sudarymas ir efektyvumo vertinimas 4.1.1. Mėginių paruošimas
Tyrimui buvo parinktos komerciškai prieinamos ir įprastai dantų im-plantų protezavimui naudojamos medžiagos, kurios pateiktos 4.1.1.1 lente-lėje. Pagal suplanuotų eksperimentų dizainą, buvo parinkta kvadratinės plokš-telės forma, visiems mėginiams nustačius 10×10×0,5 mm matmenis. Pagal nurodytą geometriją, visų grupių mėginiai buvo išfrezuoti iš pateiktų me-džiagų, taikant CAD/CAM technologiją (Dental Concept Systems DC1, Dental Concept Systems GmbH, Ulmas, Vokietija).
Laikantis technologinio režimo, ZrO2 mėginiai po frezavimo buvo papildomai sinteziruojami 1450 °C temperatūroje (Zubler Vario S400, Zubler USA, Dalasas, Teksaso valstija, JAV), parinkus 2 valandų sinterizacijos programą.
4.1.1.1 lentelė. Duomenys apie eksperimentuose naudotas komerciškai pri-einamas dantų implantų protezavimo medžiagas
Grupės pavadinimas Cheminis Komercinis pavadinimas, gamintojo duomenys. Sudėtis proc. (pagal svorį)
Ti Titano lydinys Ti6Al4V, DC Titan 5, Dental Concept Systems GmbH, Ulmas, Vokietija
Ti – 90 proc. Al – 6 proc. V – 4 proc. ZrO2 Itriu stabilizuotas
cirkonio oksidas ZrO2 Y-TZP Nacera Pearl, Doceram Medical Ceramics GmbH, Dortmundas, Vokietija
ZrO2 – 92,5 proc. Y2O3 – 5,5 proc. HfO2 – 1,9 proc. Kiti oksidai – 0,1 proc. PEEK Polietereterketonas BioHPP, Bredent GmbH,
Sendenas, Vokietija PEEK – 70 proc. TiO2 – 30 proc. PMMA Polimetilmetakrilatas Brecam Universal, Bredent
GmbH, Sendenas, Vokietija PMMA – 100 proc.
4.1.2. Paviršių poliravimas
Visų mėginių paviršių poliravimui buvo sumodeliuoti ir naudoti du me-chaninio poliravimo protokolai (A ir B). Poliravimo metu, laikantis sekos, laipsniškai mažintas abrazyvinių dalelių dydis (abrazyvinio popieriaus šiurkštumas), kaip pavaizduota 4.1.2.1 lentelėje. Pradinis paviršiaus poliravi-mas buvo atliekapoliravi-mas naudojant ISO 6344:3 abrazyvo standartus atitinkantį silicio karbido abrazyvinį popierių: P2000, P2500, P3000, P4000 (Starcke GmbH & Co. KG, Melė, Vokietija) ir P5000 (Trizact ™, 3M Company, Sant Paulas, Minesotos valstija, JAV). Kiekvienam sekančiam poliravimo ciklui buvo naudojamas mažesnio šiurkštumo abrazyvinis popierius. Poliravimo ciklai buvo atliekami naudojant pusiau automatines tekinimo stakles (Holz-mann metal lathe ED3000ECO, Maschinenhandel Gronau Inh., Gehrenas, Vokietija), taikant ekscentrinį sukimą ir plaunant vandeniu. Ciklo trukmė – 60 sekundžių, greitis – 3000 RPM. Galutinis paviršiaus poliravimas A ir B grupėms buvo atliktas naudojant deimantinę poliravimo pastą ir natūralaus plauko šepetėlį (Zirkopol, Feguramed GmbH, Odenvaldas, Vokietija).
4.1.2.1 lentelė. Duomenys apie eksperimentuose taikytus A ir B poliravimo protokolus
Ciklas
↓
Abrazyvo
rūšis Abrazyvo dydis (ciklo trukmė) Protokolas A (ciklo trukmė) Protokolas B
1 P2000 10,3 µm 60 s 60 s
2 P2500 8,4 µm 60 s 60 s
3 P3000 6 µm 60 s 60 s
4 P4000 5 µm 60 s 60 s
5 P5000 4 µm – 60 s
6 Deimantinė pasta Nėra duomenų 60 s 60 s
4.1.3. Paviršiaus morfologijos vertinimas
Paviršiaus šiurkštumo matavimai buvo atlikti atominės jėgos mikro-skopu (AFM) (Agilent 5500 AFM/SPM, Agilent Technologies, Palo Alto, Kalifornijos valstija, JAV). Kiekvieno mėginio paviršiuje buvo atsitiktinai parinkti ir kontaktiniu režimu nuskenuoti 0,25 µm2 paviršiaus plotai. Kontak-tiniam skenavimui naudotas 10 mm viršūnės spindžio silicio zondas. Kiek-vienas vaizdas buvo įrašytas 256×256 taškų dydžio raiškos mikrografijomis, kurios naudotos 2D ir 3D projekcijose kokybiniam paviršių aprašymui ir topografijos vertinimui. Sa paviršiaus šiurkštumo reikšmės naudotos tolimes-nei kiekybitolimes-nei statistitolimes-nei analizei.
4.1.4. Vandens kontaktinis kampas ir paviršiaus laisvoji energija Mėgininiai nuplauti ultragarsinėje vonelėje su heksanu ir dvigubai disti-liuotu vandeniu. Dvi valandas mėginiai džiovinti vakuuminėje krosnelėje 50 oC temperatūroje. Paviršių WCA ir SFE nustatymui naudotas optinis tensiometras (CAM 200, KSV Instruments Ltd, Helsinkis, Suomija). Mata-vimams naudotas sunkiosios fazės dvigubo distiliavimo vanduo. Kambario temperatūroje ant mėginio paviršiaus buvo dedamas nedidelis skysčio lašas (4–7 µl) ir įvertintas kampas tarp lašo bei paviršiaus šoninėje projekcijoje. SFE buvo apskaičiuojama naudojant Owens-Wendt metodą, atskirai skaičiuo-jant polines ir dispersines paviršiaus laisvąsias energijas [141].
4.2. Paviršiaus modifikavimo galimybių įvertinimas taikant paviršiaus padengimą zolių-gelių metodu 4.2.1. Reagentai paviršiaus padengimui
Sintezei buvo naudotas kalcio acetato monohidratas (99,9 proc.; Fluka; Šarlotė, Šiaurės Karolinos valstija, JAV), 1,2-etandiolio, etilendiamino tetra-acto rūgštis (EDTA) (99,0 proc.; Alfa Aesar; Haverhilas, Masačusetso vals-tija, JAV), trietanolamino (TEA) (99,0 proc.; Merck; Darmštatas, Vokietija), ortofosforo rūgšties (H3PO4 85 proc.; Reachem; Čenajus, Indija) ir polivinilo alkoholio (PVA) (PVA 70000, 99,5 proc.; Aldrich; Sent Luisas, Misūrio vals-tija, JAV) reagentai. Visi reagentai buvo naudoti be papildomų modifikacijų.
4.2.2. Kalcio hidroksiapatito zolių paruošimas
Naudojant zolių-gelių metodą, buvo sintezuojama kalcio hidroksiapatito (Ca10(PO4)6(OH)4, [CHAp]) biokeramikos nano danga, kuri, taikant įmer-kimo metodą, padengta ant silicio nitrido (Si3N4) paviršiaus. Ruošiant CHAp dangą, kaip pradinė medžiaga buvo naudotas 0,03 mol kalcio acetato mono-hidratas. Į jo vandeninį (2,22 mol vandens) tirpalą buvo pridėta 0,036 mol 1,2-etandiolio. Gautas mišinys buvo maišomas 30 min. 65 °C temperatūroje. Tada buvo pridėta 0,033 mol EDTA ir po 15 min. lėtai pridėtas 0,113 mol rišantysis agentas TEA. Tirpalas buvo maišomas 10 valandų. Po to pridėta skiestos 0,018 mol ortofosforo rūgšties, pasiekiant 1,67 kalcio/fosforo santy-kį. Galiausiai, šis tirpalas santykiu 5:3 buvo sumaišytas su 5,39 mol distiliuo-tame vandenyje ištirpintu 0,00004 mol PVA. Gautas zolis-gelis naudotas dengimui.
4.2.3. Silicio nitrido dengimas kalcio hidroksiapatito dangomis Kaip substratas nano dangos sukūrimui buvo naudotas neoksidinio tipo Si3N4 keramikos pagrindas. Prieš padengimą visi mėginiai buvo išplauti ultragarsinėje vonelėje laikantis sekos: acetonas, etanolis, distiliuotas vanduo. Naudojant įmerkimo metodą ant Si3N4 substrato buvo išgautos plonos daugia-sluoksnės CHAp dangos. Mėginių įmerkimui buvo naudojamas plėvelių pa-ruošimo įrenginys (Dip Coater D; KSV NIMA, Biolin Scientific; Gioten-burgas, Švedija). Mėginių įmerkimo greitis buvo 85 mm/min., iškėlimo
4.2.4. Dangų indentifikavimas
Dangų formavimasis ir jų elementinė sudėtis vertinta naudojant rentgeno spindulių difrakcinę analizę (XRD). Paviršiai vertinti komerciškai prieinamu rentgeno difraktometru (Rigaku SmartLab, Rigaku Corporation, Tokijas, Japonija).
4.2.5. Dangų paviršiaus morfologijos vertinimas
Paviršiaus morfologijos analizė atlikta paviršių vertinant skenuojančiu elektroniniu mikroskopu (SEM) (Hitachi SU-70, Hitachi, Ltd., Chiyoda, Tokijas, Japonija). Skenuojant perlaužtų mėginių skerspjūvį buvo išmatuotas ir įvertintas suformuotų dangų storis.
Paviršiaus šiurkštumo matavimai buvo atlikti AFM. Buvo skenuoti trys atsitiktinai parinkti 0,25 µm2 mėginio paviršiaus plotai.
4.2.6. Vandens kontaktinis kampas
Mėgininiai nuplauti ultragarsinėje vonelėje su heksanu ir dvigubai disti-liuotu vandeniu. Dvi valandas mėginiai džiovinti vakuuminėje krosnelėje 50 °C temperatūroje. Paviršių WCA nustatymui naudotas optinis tensiomet-ras. Matavimams naudotas sunkiosios fazės dvigubo distiliavimo vanduo. Matuojant tirpiklio lašelio kontaktinį kampą, kambario temperatūroje ant mėginio paviršiaus buvo dedamas nedidelis skysčio lašas (4–7 µl) ir įvertintas kampas tarp lašo ir paviršiaus šoninėje projekcijoje.
4.3. Medžiagų naujoms biokeraminėms dangoms parinkimas, naujų biokeraminių dangų kūrimas ir pritaikymas titano lydinio
paviršiaus padengimui 4.3.1. Reagentai paviršiaus padengimui
Buvo naudotas itrio nitrato heksahidratas (99 proc.), acetilo acetonas (AcAc, 99,5 proc.) (Sigma-Aldrich Inc., Sant Luisas, Misūrio vastija, JAV), cirkonio propoxidas (ZIP, 70 proc. sol. 1-propanolyje), ličio metoksidas (LiOMe, 2.2M sol. metanolyje), tetrametilo ortosilikatas (TMOS 99 proc.) iš AcrosOrganics (Acros Organic ™, Thermo Fisher Scientific, Waltham, Masačutseso valstija, JAV). Visi reagentai naudoti be papildomų modi-fikacijų. Metanolis, etanolis ir isopropanolis buvo laikomi 3A molekuliniuose sietuose 48 valandas ir po to distiliuojami sauso azoto atmosferoje.
4.3.2. Itriu stabilizuoto cirkonio oksido ir ličio disilikato zolių paruošimas
Dangoms buvo taikytas zolių-gelių metodas, iš pradžių paruošiant pre-kursoriaus alkoksido tirpalą, po to juo padengiant poliruoto titano pagrindą sukamojo dengimo metodu.
3YSZ (3 mol% Y2O3) dangos paruošimui, 0,0073 mol itrio nitrato heksa-hidrato ir 0,115 mol cirkonio propoxilo tirpalai buvo ištirpinti dehidratuotame 2-propanolyje. Gautas tirpalas stabilizuotas 0,0345 mol acetilo acetonu. Hidrolizės reakcija inicijuota galutiniame etape, pridedant 0,23 mol H2O.
Ličio disilikato dangos paruošimui 0,01 mol ličio metoksido (LiOMe) ir 0,01 mol tetrametilo ortosilikato (TMOS) tirpalai buvo ištirpinti dehidratuo-tame etanolyje. 0,015 mol H2O buvo įdėta paskutiniame etape.
Abu tirpalai buvo laikomi kambario temperatūroje 24 valandas ir po to gauti zoliai buvo naudoti sukamajam padengimui.
4.3.3. Titano lydinio pagrindų dengimas itriu stabilizuoto cirkonio oksido ir ličio disilikato dangomis
Ti mėginių padengimas buvo atliekamas formuojant vieno sluoksnio 3YSZ ir LS2 biokeramines dangas. Prieš dengimą zoliai buvo nufiltruoti per 0,2 µm nailoninės membranos filtrą. Titano lydinio pagrindai nuplauti ultra-garso vonelėje (Sonorex, BANDELIN electronic GmbH & Co., Berlynas, Vokietija) nejoniniais surfaktantais (RBS Neutral T, Carl-Roth), po to nuplauti dejonizuotu vandeniu ir galiausiai 2-propanoliu. Paviršiai pasyviai nudžiovinti oru.
Ant titano lydinio pagrindo poliruoto paviršiaus buvo uždėta 50 µl zolio ir sukamuoju būdu, taikant 2000 RPM sūkius, zoliai paskleisti ant paviršiaus. Po padengimo 3YSZ ir LS2 dangos 2 valandas iškaitintos mufelinėje krosny-je (SNOL 13/1100, Umega group, Utena, Lietuva) 600 °C temperatūrokrosny-je. Padengti pagrindai pasyviai aušinti kambario temperatūroje.
4.3.4. Dangų indentifikavimas
Dangų formavimasis ir jų elementinė sudėtis vertinti XRD. Norint pasiekti didesnį jautrumą, spektrai buvo užfiksuoti taikant liečiančio kampo geometriją: 0,01 laipsnio žingsnio dydis ir 1 laipsnio/min. nuskaitymo greitis.
