1985. augusztus
LXXVIII.
évfolyam 8. szám
FOGORVOSI
SZEMLE
Fogorvosi Szemle 78. 225—233. 1985.
Városi Tanács Kórház-Rendelóintézet (igazgató-főorvos: dr. Bod Péter), Szájsebészeti, osztály. Szentes és Szilikátipari Központi Kutató és Tervező Intézet, Budapest
A biokerámia, mint az orális enosseális implantátum anyaga D R. V A J D O V I C H
ISTVÁN
és
DR. K A C S A L O V A
LÍDIA
A hiányzó fogak beültetéssel történő pótlásának a szándéka már az idő számításunk előtti időben fellelhető (Bodine, 1956). Marziani a praekolumbiánus időre teszi. Ringehnann 1824-ben kiadott ,.Organismus des M u n d e s " c. könyvében már kétféle beültetési módozatot is ismertet [22]. Hiányos biológiai, élettani, anyagtani ismereteik miatt ezek a próbálkozások nem sikerülhettek. Csak az emberi szervezetre vonatkozó orvosi ismereteink gyarapodása, új anyagtani, technikai módszerek bevezetése tette lehetővé a dentális implantátumok (I) reneszánszát az 1950-es évek második felében. E z e k különböző biotoleráns fémekből készült (Ta, T i , Cr-Co-Mo stb.) öntött alakzatok voltak, amelyeket az elvesztett fogak helyére ültettek be az áll csontokba, i l l . a periosteum alá, fogpótlás viselése céljából [4]. A z orvosok előtt azonban régóta ismert tény, hogy a szervezet a különböző fémimplantátumokat idegen testeknek t e k i n t i , kötőszöveti t o k k a l zárja be, majd előbb-utóbb kilöki magából azokat. A z alkalmas bioanyagok utáni kutatás az 1960-as évek első felében ismét nagy lendületet kapott, előidézője az ún. biokerámiák megjelenése volt. B i o a n y a g o k n a k nevezzük azokat az anyagokat, amelyekkel az élő emberi v a g y állati szervezet megsérült vagy elhasználódott szerveit, v a g y azok egy részét ideiglenesen vagy végelegesen helyettesítjük. E z e k az anyagok lehetnek polimerek, fémek és ötvöze tek, kerámiák és kompozitok. E z e n anyagok közül a kerámiák sajátos fiziológiai viselke désükkel, nevezetesen kiemelkedően jó biológiai kompatibilitásukkal tűnnek k i .
Implantátumok céljára történő felhasználása az eddigi koncepciók átérté kelését, új technikák és módszerek bevezetését jelentette. Enosseális i m p l a n tátumok céljára az A 1 0 biokerámiát először Sandhaus alkalmazta 1960-ban [22]. Kiváló mechanikai szilárdsága, tökéletes kémiai stabilitása és extrém magas elektromos ellenállása tette alkalmassá erre a célra [4,19 26]. A kerémiák biokompatibilitását kémiai és fázisösszetételük biztosítja. A biokerámiák az élő szervezetben tartózkodásuk teljes ideje alatt kémiailag isertek maradnak, nem mérgezők és semmiféle kedvezőtlen hatást nem váltanak k i , ugyanakkor tulajdonságaik elősegítik a szervezetbe való beépülésüket. A bioanyagokat a fiziológiai környezetben mutatott reakcióképességük alapján két nagy csoportra osztják: bioaktív és bioinert anyagokra. 2
3
Érkezett: 1984. január 12. E l f o g a d v a : 1985. április 15.
225
A bioaktív kerámiák A bioanyag akkor aktív, ha a biológiai folyamatok következtében a csont szövetekbe részben vagy egészben beépül. A z emberi csont főként k a l c i u m foszfátból áll. Kémiai összetételüket tekintve, a teljesen felszívódó implantátumok a természetes csonthoz hasonlóak. A felszívódó kerámiák alapját a kalciumfoszfát sók, p l . a /5-Whitebockit C a ( P O ) képezi [10]. A felszívódó biokerámia kedvező feltételeket teremt arra, hogy a természetes csontszövetek az implantátumba behatoljanak és így nagyon megkönnyítik a csont regeneráló dását. E z e k az anyagok olyan állványzatként, vagy összekötőként szerepelnek, amelyek lehetővé teszik a csontszövet összesűrűsödését, mert a k a l c i u m és a foszfor csontszövetté a l a k u l át. A felszívódó biokerámiák legfontosabb a l k a l mazási területe a kozmetikai (maxillofaciális), orthopédiai és az orális enosseális implantáció [14, 15]. Csonttörések esetén g y a k r a n használják a baleseti sebészetben is. A felszívódó kerámiákkal végzett csontpótlások esetén a gyó gyulás hosszabb időt igényel, m i v e l az implantátum felszívódása néhány hónap ig is eltarthat. A z ezzel a módszerrel meggyógyított csont kisebb szilárdsága miatt az eredetivel nem tekinthető egyenértékűnek. Fogászati és szájsebészeti célra a Battele Intézetben kifejlesztett [31] t r i kálciumfoszfát kerámiát (TCP)különböző területeken használják [3, 23]. Teljesen felszívódó granulátum vagy por formájában csonthiányok, cysták okozta üregek kitöltésére, a parodoncium sehészetben, részleges alveolus plasz tikáknál, endodonciai kezeléseknél s t b . alkalmazzák. M i v e l a T C P kerámiát nem lehet o l y a n tömörre égetni, hogy az önmagában képes legyen, mint enosseális implantátum a rágónyomás elviselésére, ezért csak az I csonttal érint kező felszínének a bevonására használják. A z I magja titánból készül, melyhez a fogpótlás felépítménye csavarmenettel rögzíthető. E r r e kerül egy biokompatibilis polymetümetakrilát ( P M M A ) réteg, amelyben a T C P granulátum for májában v a n beágyazva [31]. U j a b b a n a titán magra bioüveg összekötő réteget égetnek (osteoceram system), amelyet 0,25 m m vastag rétegben be vonnak T C P - v a l [32]. A z i l y e n I a csontban ankylozissal gyógyul, ezért a rágó nyomás csökkentésére, ül. a túlterheléstől védő összekötő ún. „epimobil A u f s a t z " elemeket i k t a t n a k az I és a felépítmény közé. A bioaktív kerámiák másik fajtáját az apatitból C a ( P O ) ( O H ) vagy N a O - C a O - C a F - P O S i O és C a O - N a 0 - C a F összetételű speciális üvegekből készítik, amelyekben a S i 0 50%, a C a O 35%, a P O 5—10%,, a N a 0 és az M g O össze mennyisége 6 % [41]. Olvasztás után az üveget hőkezeléssel o l y a n üvegkerámiává alakítják, amelynek a kristályos fázisa az apatithoz áll közel [1, 40]. A teljesen felszívódó bioanyagoktól eltérően az üvegkerámia implantát u m n a k csak a felülete szívódik fel. Hidrolízis következtében a felületén gél szerű réteg keletkezik, amelyből a k a l c i u m és a foszfor ionok a biológiai közegbe diffundálnak. E z e k az ionok az üvegkerámia és a csont felszínén (az érintkezési felületen) gyorsítják a csontszövetek keletkezését, s ezáltal elősegítik az I be épülését az élő szervezetbe, az üvegkerámia további felbomlása nélkül. A z üvegkerámiák szilárdsága alacsony, 50—100 M p a [14]. Fogászati implantátum céljára 1975 óta használják (Strunz) [36]. M i v e l az üvegkerámiák szilárdsága elégtelen a rágónyomás elviselésére, elsősorban fémimplantátumok hevonására, ül. a k i s csontok helyettesítésére, endoprotézisek készítésére használják [37]. 3
0
2
1 0
2
2
2
0
2
2
2
2
Bioinert
0
0
2
2
s
2
anyagok
A bioaktív kerámiák a természetes csonthoz hasonló összetételük miatt biológiailag teljesen kompatibilisek, szilárdságuk azonban nem elegendő. 226
Ezért az orvosok és a mérnökök közös kutatásai o l y a n anyagok kidolgozására irányultak, amelyek egyrészt biokompatibilisek, másrészt mechanikai szilárd ságuk is eléri a kívánt mértéket. A z utóbbi években a kutatás két fő irányban f o l y i k : egyrészt jobb biokompatibilitást mutató fémötvözetek és bevonatok kiválasztására, másrészt ú j , nem fémes anyagok, m i n t p l . az oxid-kerámiák k i próbálása és továbbfejlesztése erre a célra. A z orvosi gyakorlat azt bizonyítot t a , hogy a rozsdamentes acél nem teljesen b i o k o m p a t i b i l i s : a fémből a bioló g i a i közegbe jutó ionok hatására a toxicitás növekedtével idegen szövetek és sejtek keletkezhetnek [39, 43]. A z acélnál jobb biokompatibilitást mutatott a titán, v a l a m i n t a C o , C r , - M o alapú ötvözetek. A fémek biokompatibilitásának a növelésére felületüket külön féle b e v o n a t o k k a l látják e l . I l y e n bevonatok p l . a bioüvegek [6, 37] az A l ^ O , és C r O [33], v a l a m i n t az ezeken alapuló olvadékok [29]. A fémeknek a magas olvadáspontú a n y a g o k k a l való bevonását a plazmaszórás technikával végzik. A porózus titán p i r o l i t i k u s szénnel történő bevonása növelte annak szilárd ságát és biokompatibilitását [25, 42]. 2
a
A n n a k ellenére, hogy a bevonatok kidolgozására irányuló kutatások már több, m i n t 10 éve folynak és jó eredményekhez vezettek, a kompozitok ( i t t : biokerámia réteggel bevont férnek) g y a k o r l a t i alkalmazása meglehetősen korlátozott, elsősorban a gyártástechnológia reprodukálásának nehézségei miatt. Az alumínium-oxid,
mint az orális enosseális implantálum bioinert anyaga
A z alumínium-oxid 1 céljaira történő felhasználásának gondolata még 1932-ben fel merült, a m i k o r Max Rock szabadalmában kihangsúlyozta, hogy az alumínium-oxid kémiai és fizikai tulajdonságai az implantátumokkal szemben támasztott követelmé nyeket maradéktalanul teljesítik [44]. A z alumínium-oxidból készült termékek (polikristályos-korundkerámia) kémiailag azonosak a féldrágakőként ismert zafírral. A ko r u n d kristályos felépítése hexagonális romboéderekből áll, a kötések heteropolárisak. más fémoxidokkal, vagy hasonló kristályszerkezetű kerámiai a n y a g o k k a l összehasonlít v a az atomok közötti legkisebb távolság az A l 0 - n á l található. E n n e k következtében legnagyobb a kötési energiája is, legmagasabb a mechanikai szilárdsága is, és extrém magas elektromos ellenállással rendelkezik [5, 27, 34]. A polikristályos és monokristályos korund korrózióval szembeni ellenállósága, kopásállósága és szöveti k o m p a t i b i l i tása a kristályfelépítéséből követkzeik: az ionizált állapotban lévő atomok elmozdíthatatlanok, környezetébe sem ionokat, sem elektronokat leadni, i l l . felvenni n e m t u d , ezért a szövetek jelenlétét reakciómentesen tolerálni képesek [8, 9, 11]. B i o n i e r t t u l a j donsága megnyilvánul abban is, hogy beültetés után a felületére rendkívül gyorsan celluláris és folyékony szöveti alkotó részek csapódnak k i . E b b e n a folyamatban az A 1 0 katalizátorként szerepel, melyben elsősorban az anyag mechanikai tulajdonságai közül a keménységének tulajdonítanak szerepet [12]. E z e k e t a tulajdonságokat poli kristályos k o r u n d b a n azonban csak meghatározott mikroszerkezet kialakításával lehet elérni. E h h e z speciális alapanyag, különleges berendezések és új technológiai eljárások váltak szükségessé. E z e n összetett feltételek biztosítása a 60-as években vált lehetségessé. 1962-ben Mutschelknaus biokerámiából készült ún. V i t a d u r csövecskéket használ orális implantációhoz [26]. 1965-ben Sandhaus a l k a l m a z n i kezdi a csavaros implantát u m o t (C.B.S. Impl.). A kedvező tapasztalatok alapján az orvosi implantológia gyors fejlődésnek indult. Alkalmazási területe is egyre bővült. Elsősorban ortopédiai célra használták [28], m a mér szemlencsék, hallócsontok, trachea gvűrűk stb. készülnek belőle [44]. 2
2
3
3
A szocialista országok közül elsőként Csehszlovákiában és az N D K - b a n k e z d ték e l a b i o k o r u n d kutatását és kísérleti gyártását [7, 20, 21]. Magyarországon a b i o k o r u n d kutatása az előállításhoz szükséges alapanyag, az alumínium o x i d gyártási techdológiájának kidolgozásával kezdődött [16. 17]. A z ebből az alapanyagból készült b i o k o r u n d próbatestekkel az orvosbiológiai kísérleteket az Allatorvostudomán3 i E g y e t e m e n végezték, az állatokba történt implantálással. E z e k a kísérletek igazolták a S Z 1 K K T I által kifejlesztett alumínium7
227
A külföldi implantátumok fizikai Előállító ország NDK NDK NSZK NSZK NSZK
„ . , . , M i n t a jele
KFr KFP KFP KFP KFP
í 2 3 4 5
Tömörség g/cm
, Szín
3
Q
prospektus szerint
fehér fehér vájsz. fehér fehér Az
— 3,90 — —
1.
tulajdonságai
mérés alapján 3,78 3,72 3,95 3,95 3,97
implantátumok szennyezői
táblázat
Mikrokeménység KP/mm-* prospektus szerint
mérés alapján
2300
1474 1324 2039 2077 2251
—
II. táblázat
M i n t a jele Vegyje 1 Si Mg Fe Ca Ti Cu Mn Cr Zn Pb Na
KFP 1
KFP 2
DB—9—22
1 0,1 0,1 0,1 0,015 0,04 1010" 10" 10" 0,1
1 0,1 0,1 0,098 0,064 0,02 10" ioio10" 0,1
0,002 0,002 0,002 0,001 0,003
3
3 3
3
3
3 3
3
—
0 0 0 0,01
-oxid, a D i a k o r - B teljes biokompatibilitását [45]. A D i a k o r - B biokorundbóelsőként orvosi I orthopédiai célra készült a S Z I K K T I — K A Z É P (oxidkerá mia) — Szentesi Kórház kooperációban. A z ezzel kapcsolatos orvosi kutatáso kat a Szentesi V . T . Kórház Traumatológiai Osztályán Badó és munkatársai végzik. A biokorundból készült orális enosseális implantátum kifejlesztése a fenti tudományos kutatáshoz kapcsolódva indult el és folytatódik. Megvizsgáltunk néhány külföldi dentális implantátumot és megállapítottuk, hogy azok tömör sége, mikrokeménysége és kémiai tisztasága különböző (I., II. táblázat). f A b i o k o r u n d d a l szemben támasztott műszaki követelményeket 1979-ben az N S Z K ban szabványosították ( D I N 58835). E szabvány szerint a b i o k o r u n d alumínium-oxid t a r t a l m a nem lehet kevesebb, m i n t 9 9 , 5 % , a SiO., és alkálioxidok összmennyisége pedig nem haladhatja meg a 0,1%-ot. E z z e l szemben a K F P 1 és K F P 2 jelű implantátumok a megengedettnél sokkal t ö b b szennyezőt t a r t a l m a z n a k .
A színterelés során az I főalkotója az alumínium-oxid a szennyezők egy részével reagálva más fázisokat hoz létre. E z e k a k o r u n d I szilárdságának csökkentéséhez vezetnek, amit az I . táblázatban feltüntetett mikrokeménység értékek is igazolnak. Természetes, ebhen az esetben az I korundfázis t a r t a l m a is csökken. A z 1. ábrán láthatók az N D K - b e l i , az N S Z K (Frialit) és a magyar ( D B — 9 — 2 2 ) implantátumok röntgenogramjai. Megállapíthatjuk, hogy a hazai I nemcsak kémiailag, hanem a fázis összetétel szempontjából is a leg tisztább, mivel kizárólag korundból áll. A z N D K I röntgenogramján lévő k o r u n d csúcs intenzitása a legkisebb, a k v a r c r a jellemző diffrakciós m a x i m u m pedig jelentős. 228
K
K
8
KV
KV
'¡0
11
12
a
1. ábra. Az NDK
13
14
15
©
16
10
11
12
13
0
b
14
15
16
10
11
12
13
c
(a), NSZK (b) és hazai (c) implantátumok (/.' = k o r u n d , £u = k v a r c , sjo = spinel)
KFP KFP KFP KFP
1 3 4 5
2. ábra. Az NDK
III.
táblázat
átlag 5,6 6,2 6,6
(a), NSZK
16
Pórusok méretei um
Porozitás % 12 0,9 1,2 0,5
"5
röntgenograinjai
A külföldi implantátumok porozitás értékei M i n t a jele
14
0
0,45 0,1 0,1 0,1
(b) és a hazai FPó (c) jelű SEM felvételei
7,8 0,9 1,0 1,0
implantátumok
229
A F r i a l i t I korundon kívül kismennyiségben M g A 1 0 spinéit is tartalmaz, amely nem szennyeződés következményeként jelentkezett, hanem a szándéko san bevitt MgO-adalék eredménye. A z I . táblázatban feltüntetett tömörség értékeiből megállapítható, hogy egy implantátumban sincs n y i t o t t porozitás. A zárt porozitás vizsgálatára az i m p lantátumokból csiszolatokat készítettünk és azokat o p t i k a i - és pásztázó elektronmikroszkópok segítségével tanulmányoztuk. A kapott eredményeket a III. táblázatban foglaltuk össze. A legnagyobb porozitású N D K - h e l i i m p lantátum pórusainak formája nem szabályos, méretei pedig 25 mikrontól 0,45 mikronig terjednek. A pórusok a kristályokon helül és között helyezkednek el. E z z e l szemben a F r i a l i t I . pórusai méretük szerint sokkal szűkebb inter v a l l u m b a n , 3—0,1 m i k r o n között oszlanak e l . Legnagyobb mennyiségben az 1 mikronos pórusok vannak. A pórusok köralakúak és főként a nagy kristályo kon belül találhatók. A z implantátumok mikroszerkezete a 2. ábrán látható. A z N D K 1 S E M felvételén a k o r u n d kristályokon kívül más fázisú kristályok is jelen vannak, a mikroszerkezete heterogén. A F r i a l i t foggyökérprotézis S E M felvétele a tömör k o r u n d termékekre jellem ző mikroszerkezetet tükröz. A nagyobb méretű k o r u n d kristályok közel azo nos méretű és formájú kisebb kristályokkal vannak körülvéve. Összehasonlítva a vizsgált implantátumok fiziko-kémiai tulajdonságait és mikroszerkezetüket megállapíthatjuk, hogy a forgalomban lévő implantátumok kémiai és fázis összetételükre vonatkozóan különböző tisztasági fokúak, a m i nem azonos mikroszerkezet kialakulásához vezet. E n n e k az a következménye, hogy a tö mörségben és keménységben (szilárdságban is) nagy eltérések vannak. E g y e t l e n paraméter alapján minden I azonosnak tekinthető, vagyis egyiknek sincs nyitott porozitása. A z i r o d a l m i adatok és fenti vizsgálati eredmények alapján azt a következ tetést v o n t u k le, hogy a kifejlesztésre kerülő I kémiailag tiszta kell, hogy legyen, a tömörsége pedig a k o r u n d elméleti sűrűségének legalább 95 %-át érje el. E n n e k megfelelően az általunk kialakított dentalis enossealis implantátumot (az ún. Szentesi Implantátum, 3. ábra) a S Z I K K T I - b e n kifejlesztett nagy tisztaságú alumínium-oxid alapanyagból állítottuk elő az orosházi K A Z É P oxidkerámiai üzemben kialakított szerszámok alkalmazásával (részletes bemutatásával következő közleményünkben kívánunk foglalkozni.) A z i m p lantátumokat különböző körülmények között égettük a megfelelő mikroszer kezet létrehozása érdekében. 4
3. 230
A hazai implantátumok fizikai M i n t a jele FP—1 FP—2 FP—3 FP—4
Szín
Tömörség g-cm~
fehér fehér fehér szürkés árnyalat szürkés árnyalat
FP—5
Vízfelvétel %
3
Porozitás
1 2 3 4 5
0,15 0,09 0,03
1474 1872 1940
290 312 362
3,92
98,5
0,00
2096
418
3,95
99,2
0,00
2340
539
0/ ,0
14 7,5 3,9 1,6 0,9
/o
MikroH a j Utókemény. szilárdság K P • mm ~ MPa
93,5 95,0 97,2
max. FP FP FP FP FP
0/
3,72 3,78 3,87
A hazai implantátumok M i n t a jele
IV. táblázat
tulajdonságán
23,5 15,0 20,2 10,5 15,0
porozitásértékei
V. tábláz
Pórusok méretei, « m min.
átlag
0,4 0,2 0,2 0.2 0,2
3,6 2,7 2,8 2,4 2,2
A IV. táblázatban a h a z a i i m p l a n t á t u m o k f i z i k a i t u l a j d o n s á g a i t f c g l a l t u k ö s s z e . A f c g g y ö k é r p r o t é z i s e i n k n a g y t i s z t a s á g ú , m o n o f á z i s ú k o r u n d b ó l állnak és k ü l ö n b ö z n e k e g y m á s t ó l a t ö m ö r s é g f o k á b a n , a z á r t p o r o z i t á s m é r t é k é b e n és e n n e k m e g f e l e l ő e n a m i k r o k e m é n y s é g b e n , ü l . s z i l á r d s á g t a n (V. táblázat). Az V . táblázat a d a t a i alapján az implantátumok 3 csoportba oszthatók: 3,7— 3,8 g / c m , 3 , 8 — 3 , 9 g / c m és 3,9 g / c m t ö m ö r s é g ű e k . A kristályok méretében n a g y különbséget n e m t a p a s z t a l t u n k , a m i arra enged k ö v e t k e z t e t n i , h o g y a b i o k o r u n d szilárdságának b i z t o s í t á s á b a n a p o r o z i t á s , a p ó r u s o k m é r e t e és eloszlása n a g y o b b s z e r e p e t játszik, m i n t a k r i s t á l y o k m é r e t e . M i v e l a szilárdság értékei m e s s z e m e n ő e n m e g h a l a d j á k a z i g é n y b e v é t e l i k ö v e t e l m é n y e k e t , ezért célszerűnek t a r t o t t u k m i n d e n t í p u s k i p r ó b á l á s á t , a f e l használási és előállítási e l ő n y e i n e k optimalizálása c é l j á b ó l . 3
3
3
I R O D A L O M : 1. Blanke. B. A., Brömer, H., Deutscher, K. K.: C o m p a t i b i l i t y a n d l o n g - t e r m s t a b i l i t y of glass — ceramic implants, J . B i o m e d , Mater. R e s . 12, 307, 1978. — 2. Bobbio, A. und Eoccella, A. L.: D a s bio-alloplastiche K o m b i n a t i o n s I m p l a n t a t . D t s c h . zahnärztl. Z . 31, 387, 1980. — 3. Brinkmann, E.: 10 jährige E r f a h r u n g m i t enossalen Implantationsverfahren. I n : D e r heutige S t a n d der Implantologie. Hanser, München, 1980. — 4. Bunte, M.,—Strunz, V.,—Gross, U. M.,—Brömer, H.,—Deutscher, K.: Vergleichender Untersuchungen über die H a f t u n g verschiedener I m p l a n t a t materialen i m K n o c h e n . D t s c h . zahnärztl. Z. 32, 825, 1977. — 5. Busing, C, M., Schulte, W., Hoedt, B. u. Heimke, G.: H i s t o l o g i c a l Results w i t h biomechanically shaped I m p lanst w i t h A 1 , 0 Ceremic. I n : G . H e i m k e (Hg), D e n t a l implants and systems. Hanser, München, 1980. — 6. Contoli, C,—Krajeicski, A.,—Ravaglioli, A.: H i s t o c o m p a t i b i l i t y a n d bio-physico-chemistry of doped bioglass, 2. B i o s i m p . L i g n a n o , 1982. — 7. Ohylek, S., — Vracky, L.: B i o k e r a m i a , S z k l a r a k e r a m i k , 29, 303, 1979. — 8. Dörre, E.: Anforde rungen a n enosseale Implantate aus A l u m i n i u m k e r a m i k . I n : F r a n k e : D e r heutige S t a n d der Implantologie. Hanser, München, 1980. — 9. Dörre, E.: A l u m i n i u m o x i d K e r a m i k ein Werkstoff für enosseale I m p l a n t a t e . Zahnärztl. P r a x . , 31, 343, 1980. — 10. Groot, K.: Ceramics based on calciumphosphates, 2. B i o s i m p . , L i g n a n o , 1982. — 11. Heimke, G.: Enosseale Implantate aus A l u m i n i u m o x i d k e r a m i k . D t s c h . zahnärztl. Z. 33, 306, 1978. — 12. dHoedt, B.: B l u t g e r i n n u n g aus Implantatoberflächen i m Rastelekt3
231
roneiimikroskop. D t s c h . zahnärtzl. Z. 38, 110, 1983. — 13. Hoppe, W.: Grundsätzliches z u m P r o b l e m der subperiostalen I m p l a n t a t i o n . I n : F r a n k e : D e r heutige S t a n d der Implantologie. Hanser, München, 1980. — 14. Hulbert, S. F.: H i s t o r y of bioceramics, 2. B i o s i m p . , L i g n a n o , 1982. — 15. Jacobs, H. 67.: K a l z i u m p h o s p h a t - K e r a m i k . D t s c h . zahnärztl. Z. 38, 89 1983. — 16. Kacsalova, L., —Vinvenzini, P.,— Biffi, G.—Lamm, M.: S t u d y of the sintering process of a l u m i n a powders w i t h special amphasis on the fabrication of bioceramics, S Z I K K T I — R T E C R e p o r t , 1980. — 17. Kacsalova, L.: A k o r u n d jelentősége a biokerámiában. Építőanyag, 34, 12, 454, 1982. — 18. Kirsch, A.: Fünf J a h r e I M Z - I m p l a n t a t . System. Grundlagen, M e t h o d i k , E r f a h r u n g e n . I n : J . F r a n k e : Der heutige S t a n d der Implantologie. H a n s e r , München, 1980. — 19. Krempien, B.,—Schulte, W.,—Kleineikenscheidt, H.,—Lindner, K.,—Schareyka, B.,—Heimke, G. : Lichtoptische u n d rasterektronenmikroskopische Untersuchungen an der G r e n z fläche v o n I m p l a n t a t e n aus A l u m i n i u m o x i d - K e r a m i k , i m Unterkiefer v o n H u n d e n . D t s c h . zahnärztl. Z. 33, 332, 1978. — 20. Langer, G.,—Zinner, B.,—Glien, W. és mások: B i o k e r a m i k ein neuer Implantatwerkstoff, Deutsches Gesundheitwesen, 34, 1970, 1979. — 21. Langer, G.,—Ziller, B.,—Glien, W.: Results w i t h ceramic andoprosthesis i n h i p and knee replacement. 2. B i o s i m p . L i g n a n o , 1982. — 22. Ijendtodt, J.: Einführung u n d Standorbestimmung zur Implantologie. I n : F r a n k e : Der heutige S t a n d der I m p l a n tologie. Hanser, München, 1980. — 23. Lendrodt, J.: D i e E n t w i c k l u n g der I m p l a n t o l o gie bis heute. D t s c h . zahnärztl. Z. 38, 77, 1983. — 24. Lukas, D., Ney, T. u. Schulte, W.: Z u r Lastaufnahme des K n o c h e n s bei Tübinger Sofortimplanteten. D t s c h . zahnär z t l . Z. 35. 330, 1980. — 25. Michieli, S.,—Bockros, J.,—Haubald, A.,—Freeman, S.— S.,—Leaice, D.,—Pizziferrato, A.: M i t pyrolytischer K o h l e überzogene M e t a l l i m p l a n t a t e D t s c h . zahnärztl. P r a x , 31, 492, 1980. — 26. Nentwing, H.: Moderne I m p l a n t a t m a t e r i a len. D t s c h . zahnärztl. P r a x . 31, 4—5, 1980. — 27. Nexcesely, H.: D i e Werkstoffe der zahnärztlichen Implantologie. K o n t r o v e r s e n u n d neue Trends i m internatiolalen E n t w i c k l u n g k o n z e p t . D t s c h . zahnärztl. Z. 38, 83 1980. — 28. Park, J. B.: Biomaterials. P l a n j u m Press, N e w - Y o r k , 1979, 202. — 29. Perugini, G.,—Sandrolini-Gortesi, S.,— Sandrolini-Gortesi, A.,—Sartori, F. S.: Ceramizing of Metallic Arthoprostheses b y P l a s m a Spray Technique: O n the E x p e r i m e n t a l Ceramizing b y A l O and Z r O i Gradued Coating Structures 2. B i o s o m p . L i g n a n o , 1982. — 30. Pruin, E. H.: E r f a h rungen m i t der enossealen Implantologie. I n : F r a n k e : D e r heutige S t a n d der I m p l a n tologie. Hanser Hünchen, 1980. — 31. Biess, G.: B i o r e a k t i v i e T C P - I m p l a n t a t e , Suprasstruktur und Resultate. D t s c h . zahnärztl. Z. 38, 100, 1983. •— 32. Biess, 67., Jacobs, H. G.: K l i n i s c h e E r f a h r u n g e n m i t T r i k a l c i u m p h o s p h a t ( T C P ) I m p l a n t a t e n . I n : F r a n k e : D e r heutige Standt der Implantologie. Hanser, Mücnhen 1980. 33. Bigal, F.,—Ghabat, P.,—Bambert, —Boquet, G.: A n experimental s t u d y of ceramic implants i n sheeps and clinical applications, 2. B i o s i m p . , L i g n a n o , 1982. — 34. Schulte, W.: D a s Tübinger I m p l a n t a t aus F r i a l i t . Fünfjährige E r f a h r u n g e n D t s c h . zahnärztl. Z. 36, 544, 1981. — 35. — Schroeder, A.: Histologiesche und klinische Beobachtungen bei der E r p r o b u n g v o n H o h l z y l i n d e r - I m p l a n t a t e n unter besonderer Berücksichtigung der T i t a n s p r i t z t schich-Oberfläche. I n : F r a n k e : Der heutige Stand der Implantologie. H a n s e r , Münchhen. 1980. — 36. Strunz, V.,—Gross, U. M.—Manner, K.: Ergebnisse historologischer Untersuchungen den Grenzflächen zwischen Knochengewebe u n d Glas keramik (Ceravital) m i t a p a t i t s t r u k t u r . I n : F r a n k e : Der heutige S t a n d der Implantologie. Hanser, München, 1980. — 37. Strunz, V.,—Bunte, M.,—Gross, U. M.,—Manner, K.,—Brömer, H.—Deutscher, K.: Beschichtung v o n M e t a l l i m p l a n t a t e n m i t bioaktiver G l a z k e r a m i k Cerevital. D t s c h . zahnärztl. Z. 33, 862, 1978. — 38. Swiecki, Z., Bosiek, G., Bienek, J.: Bioceramic for orthopedic puposes. I I I . Porous a l u m i n a i n l i v i n g tissue, Szklo i C e r a m i k a , 31, 155, 1980. — 39. Swiecki, Z., Michalska, G., Bieniek, J.: Bioceramics for orthopedic purposes, I I . The ceramic materials, Szklo Ceramica 30, 1979. — 40. Togai, H., —Kobayashi, '.—Niwa, S. és mások: Preparation of apatite glass fiber and possil i l i t y application as biomaterial, 2. B i o s i m p . , L i g n a n o , 1982. — 41. Tranquilli, P.,— Tjorini, 67.,—iMcardi, B. és mások: Bioglass: Chemiophysical characteristics and bioc o m p a t i b i l i t y . E x p e r i m e n t a l study. 2. B i o s i m p . , L i g n a n o , 1982. — 42. Weinstei , A., — .-Cook, S. D. Anderson, B.: A n evaluation of I T I carbon and coated and uncoated porous t i t a n i u m implants, 2. B i o s i m p . L i g n a n o , 1982. — 43. Williams, D. F.: B i o m a terials and B i o e o m p a t i b i l i t y , M e d . P r o g r . Technol., 4, 31, 1976. — 44. Zeibig, A. B i o ceramics — an example of the innovative potential for advanced technical ceramics, B e r , D K G , 4, 242, 1982. — 45. Zsoldos, G., Somogyvári, K.: A z A l u k o r i t „ R " , „ F " és D I A K O R — B , „ S z " implantátumok biológiai vizsgálata, 1982. — 46. Yamagami, A.,Kaunhara, H., Hurabajashi, M.: Studies on the tissue respontes to A 1 0 porous cera, mic i m p l a n t : A n i m a l examination and clinical applications, 2. B i o s i m . Lignano 1982. 2
s
t
2
232
3
PI.,
B a i i f l O B H M UMnAanmauiwiiHbiü noHBJieHHe B
OÖJiaCTH
HacTo^mee
K
a a
ÖHOKepaMHiecKHX
3H0CCeaJIbH0H
Bpeiwj]
IIMnjiaHTHTOB
a i
o B a
SI.:
BuoKepaMun
KUK
opaxbHUÜ
BuocceaAbHbiü
Mamepua/i
H
Han6ojiee
npH3HaHHb!M
Ha ocHOBe OTe^ecTBeHHbix
MaTepiiaJioB
neHTaJlbHOH
nOÄXOUjimHM B
MBJijiexcji
HMnjiaHTaUTIH. AJIJI
Me>K«yHapO«HblX
3HaraTejibHbiM BHOKOpyHfl,
n3roTOBJienH5i MaCllITaGaX,
nporpeccoiw
MBJIJHOIUHHCfl
B
CTOMaTojiornHecKHx
MO>KeT
np0H3B0,n(I[TbCH
MaTepwajiOB.
V a j d o v i c h I. D r . a n d of the oral enossial implant
K a c s a l o v a
L . D r . : Bioceramics
as the
material
The appearance of bioceramic materials i n the domain of enossial dental i m p l a n t a t i o n represents a significant progress. B i o c o r u n d u m w h i c h , at present, is the most suitable and internationally acepted substance for m a k i n g dental implants can be made also of H u n g a r i a n basic materials. D r . I . V a j d o v i e h u n d D r . L i d i a K a c s a k o v a : Die Biokeramik, Material des oralen enossealen Implantats
als
D i e E r s c h e i n u n g der biokeramischen Substanzen bedeutete auf dem Gebiet der enossealen dentalen I m p l a n t a t i o n einen wesentlichen F o r t s c h r i t t . B i o k o r u n d , das sich am besten zur A n f e r t i g u n g v o n auch i n t e r n a t i o n a l akzeptierten dentalen I m p l a n t a t e n eignet, k a n n auch aus einheimischem G r u n d m a t e r i a l hergestellt werden.
Fogtechnikai munkák gyors és pontos elkészítését vállalom szállítással is. Legújabb technikai eljárások, öntött hidak K + B eljárással. Dobrovka János fogtechnikus kisiparos Levélcím: Budapest 1011 Jégverem u. 2. II. em. Z. Telefon: esti órákban 161-070 233
