SEMMELWEIS EGYETEM DOKTORI ISKOLA. Ph.D. értekezések. hanyadik JOÓB FANCSALY ÁRPÁD

SEMMELWEIS EGYETEM

DOKTORI ISKOLA

Ph.D. értekezések

………hanyadik

JOÓB – FANCSALY ÁRPÁD Fogorvostudományi kutatások címu program

Programvezeto: Dr. Fazekas Árpád, egyetemi tanár Témavezeto: Dr. Divinyi Tamás, egyetemi tanár

1

Ph. D. értekezés

Fogászati implantátumok felületi morfológiájának vizsgálata

Készítette: dr. Joób – Fancsaly Árpád

Témavezeto: Dr. Divinyi Tamás

egyetemi tanár, med.habil.

Budapest

2003 2

Szüleimnek, családomnak, kollégáimnak, barátaimnak ajánlom

„Senki nem kérdezte akarsz-e megszületni És a távozásról is más fog dönteni. De a közte lévo ido a Te kezedben van! Ne hagyd veszendobe menni…”

3

1. TARTALOMJEGYZÉK

1. TARTALOMJEGYZÉK 2. BEVEZETÉS 3. IRODALMI ÖSSZEFOGLALÓ

3.1 A csontintegráció fogalma és feltételei 3.1.1

A biokompatibilitás 3.1.1.1 A titán 3.1.1.2 A titán – oxid 3.1.1.3 A szövetek reakciója a titánra

3.2 Gingivális zárás 3.3 Optimális terhelés, eroátvitel 3.4 A mutéti technika 3.5 A gazdaszervezet állapota 3.6 Az implantátum felületének szerepe a csontintegrációban 3.6.1

A felületi tisztaság

3.6.2

A felületi morfológia

3.6.3

A felületi érdességet létrehozó technológiai eljárások 3.6.3.1 Plazmaszórás (TPS) 3.6.3.2 Bioaktív anyaggal történo bevonás 3.6.3.3 Anódos oxidációval eloállított titán-oxiddal (kristályos TiO 2 ) történo bevonás 3.6.3.4 Titán-oxiddal történo bevonás 3.6.3.5 Savval maratás 3.6.3.6. Polírozás 3.6.3.7 Esztergálás 3.6.3.8 Homokfúvás 3.6.3.9 Lézeres felületkezelés 3.6.3.10 Homokfúvás és a savazás kombinált használata (SLA)

3.7

A felületi morfológia vizsgálati módszerei 3.7.1 In vitro vizsgálatok mechanikai módszerekkel

4

3.7.1.1 MCP (Mechanical Contact Profilometer) 3.7.2 In vitro vizsgálatok felületanalitikai (optikai) módszerekkel 3.7.2.1 XPS (X-ray Photoelectron Spectroscopy) 3.7.2.2. AES (Auger Electron Spectroscopy) 3.7.2.3 SIMS (Secondary Ion Mass Spectrometry) 3.7.2.4 SEM (Scanning Electron Microscope) 3.7.2.5 Top Scan 3D 3.7.3 In vitro vizsgálatok mechanikai és felületanalitikai (optikai) módszerek kombinációjával 3.7.3.1 AFM (Atomic Force Microscope) 3.7.4 In vivo vizsgálatok állatkísérletes módszerekkel 3.7.4.1 Push-out teszt 3.7.4.2 Removal torque teszt 3.8

A befogadó csontszövet szerkezeti sajátosságai 3.8.1 A csontszövet szerkezete 3.8.2 A csontszövet fejlodése és növekedése

3.9

Implantációt követo csontintegráció élettani fázisai

4. CÉLKITUZÉSEK 5. ANYAG ÉS MÓDSZER

5.1 IN VITRO VIZSGÁLATOK 5.1.1

Mikromorfológiai vizsgálatok SEM segítségével

5.1.2

Nanomorfológiai vizsgálatok AFM segítségével

5.1.3

Felület anyag-összetételi vizsgálatok XPS segítségével

5.1.4

Hisztológiai, hisztomorfometriai vizsgálatok

5.2 IN VIVO VIZSGÁLATOK 5.2.1 Kihajtási forgatónyomaték (removal torque) mérése állatkísérletekben, véletlenszeruen választott felületi morfológia esetében 5.1.1

Kihajtási forgatónyomaték (removal torque) mérése állatkísérletekben, különbözo lézeresen felületkezelt morfológia esetében

5

6. EREDMÉNYEK

6.1 IN VITRO VIZSGÁLATOK 6.1.1


6.1.2


6.1.3


6.1.4


6.2 IN VIVO VIZSGÁLATOK 6.2.1 Kihajtási forgatónyomaték (removal torque) mérése állatkísérletekben, véletlens zeruen választott felületi morfológia esetében 6.2.2


7. MEGBESZÉLÉS 7.1 IN VITRO VIZSGÁLATOK 7.1.1


7.1.2


7.1.3


7.1.4


7.2 IN VIVO VIZSGÁLATOK 7.2.1

Kihajtási forgatónyomaték (removal torque) mérése állatkísérletekben, véletlenszeruen választott felületi morfológia esetében

7.2.2


8.

KÖSZÖNETNYILVÁNÍTÁS

9.

IRODALOMJEGYZÉK

10. AZ ÉRTEKEZÉS TÉMAKÖRÉBEN MEGJELENT KÖZLEMÉN YEK

10.1 KÖZLEMÉNYEK 10.2 IDÉZHETO ABSZTRAKTOK 10.3 A TÉMAKÖRBEN ELHANGZOTT ELOADÁSOK

6

11. ÖSSZEFOGLALÁS 11.1 MAGYAR NYELVU ÖSSZEFOGLALÓ 11.2 ANGOL NYELVU ÖSSZEFOGLALÓ

12. HELYESIRÁS, IRODALMI REFERENCIÁK

7

2. Bevezetés Korunkban – a harmadik évezred elején – az orvostudomány általános fejlodésének köszönhetoen a legtöbb betegséggel szemben sikeresen felvettük a harcot, melynek eredményeképpen az emberi élettartam meghosszabbodott és a betegségek többsége is csak életünk utolsó szakaszában jelentkezik. Ennek ellenére megfigyelhe to az a negatív jelenség, melyet a fogorvostudomány statisztikája regisztrál, miszerint manapság is egyre nagyobb mértékben és egyre fiatalabb korban jelentkezik a foghiány.

A hazai lakosság foghiányát a szurovizsgálatok alapján 35-40 millióra becsülik (Fejérdy,Fábián,Lindesz, 1989). Ez, a szinte megoldhatatlan feladatot jelento számadat, a mennyiség mellett felhívja a figyelmünket a jövoben, a modern fogpótlási módszerek irányában egyre növekvo igény lehetoségére is.

A fogászati implantológia, hazánkban is egyre inkább bekerül az általános fogorvosi gyakorlatba. A fogorvostudománynak olyan összetett szakterületévé vált, amely a fogatlan páciens rehabilitációja érdekében a sebészi és a protetikai eljárásokat összekapcsoltan alkalmazza. A fogbeültetést nem a hagyományos protetikát helyettesíto, hanem azt kiegészíto eljárásnak tekintjük és a megfelelo szakmai szabályok betartása esetén a stomatológia rutin eljárásai közé sorolhatjuk (Divinyi, 1998)

Az implantátum és a csontszövet optimális kapcsolatának a kérdése a modern implantológia filozófiájának az alapja. A csontba behelyezett implantátumok funkcionális értéke a csontintegráció stabilitásában rejlik. A csontintegráció fogalmát eloször egy svéd professzor (Brånemark, 1977) fogalmazta meg. A fogalom szerinte szövettani diagnózis, amely a terhelt implantátum és a csontszövet direkt, kötoszövet nélküli kapcsolatát jelenti, fénymikroszkópos szinten. A további csontintegrációs kutatások a kapcsolat lehetoségét nemcsak fénymikroszkópos, de ultrastrukturális szinten is bizonyították (Albrektsson, 1983, Hansson, 1983).

8

A csontintegráció olyan dinamikus biológiai kapcsolatot jelent a csontszövet és az implantátum között, amely lehetové teszi a rágóero átvitelét, az implantátum teljes felületén keresztül, a mechanikailag megfelelo szilárdságú támasztószövetre. Bár a tudományos vizsgálatok sok érdekes adattal szolgáltak a csontintegráció biológiájáról, a pontos molekuláris szintu sejtreakciók sok részlete még tisztázatlan. A kezdeti sejtreakciók területe az implantátum és a környezo csont határzóná jára esik. Az itt végbemeno élettani folyamatok szempontjából nagyon fontos kérdés az implantátum felületi struktúrája, morfológiája.

Morfológiai vizsgálatok az implantológiai kutatások kiemelten fontos területévé váltak a világ minden területén. Számos kutató keresi az ideális felületi morfológiát, kutatják a felületi elemek nagyságára, formájára, suruségére vonatkozó kérdéseket, kísérleteznek újabb és újabb felület kialakítási módszerekkel, annak a célnak az érdekében, hogy minél tökéletesebb csontintegrációt tudjanak biztosítani a klinikai gyakorlatban. A fogorvos társadalom azon része, aki gyakorlatban is foglalkozik az implantológiával, szeretné a beültetést követo „csontosodási” idot lerövidíteni anélkül, hogy ez a sikerességet rontaná. Tehát a kutatásoknak nem csak elméleti, hanem gyakorlati fontossága is növeli a téma iránti érdeklodést.

A fenti megfontolások alapján jelen dolgozat tárgya azon in vitro és in vivo körülmények között végrehajtott vizsgálataink eredményeinek tárgyalása, amelyekkel szerettünk volna közelebb jutni a legmegfelelobb felületi morfológia kialakításának lehetoségéhez.

9

3. Irodalmi összefoglaló 3.1 A csontintegráció fogalma és feltételei A körszimmetrikus titán implantátumok teljes enossealis felületükön közvetlenül érintkeznek a csontszövettel. Ez az alapfeltétele a csontintegrációnak, melynek fogalmát Brånemark hetvenes évek második felében foglalta össze az irodalomban (Brånemark, 1977). Véleménye szerint a csontintegráció szövettani diagnózis, amely a terhelt implantátum és a csontszövet direkt, kötoszövetes réteg nélküli optimális kapcsolatát jelenti, fénymikroszkópos szinten. A csontintegráció kérdésével már korábban is foglalkoztak, egyes szerzok (Collins, 1954) már az ötvenes években felhívták a figyelmet arra, hogy ha „egy implantátumot a csontba beültetünk, akkor az nem fog kilökodni”. Mások ezt a tényt csak a kerámiákkal kapcsolatban fogadták el (Muster & Champy, 1978), a fémekkel szemben fenntartásaik voltak. A hetvenes évek a csontintegrációs kutatások szempontjából nagyon eredményes idoszaknak nevezheto, hisz a rozsdamentes acélt (Linder & Lundskog, 1975), a vitalliumot (Klawitter & Weinstein, 1974), a tantált (Grundschorbert és mtsai, 1980), a titánt (Brånemark, 1969) egyértelmuen csontintegrációra alkalmas anyagoknak találták. Titán esetében feltételezik, hogy a felületen kialakuló kb.100 Å vastagságú oxidréteg ( TiO, TiO 2 , Ti2 O3 , és Ti3 O4 ) megakadályozza a direkt csont-implantátum kapcsolatot. A kialakuló oxidréteg hatására a titán a szövetek közt nem úgy viselkedik, mint egy fém, hanem mint egy kerámia (Albrektsson és mtsai , 1981). Bár a tudományos vizsgálatok sok érdekes adattal szolgáltak a csontintegráció biológiájáról, a pontos, molekuláris szintu sejtreakciónak sok részlete még tisztázatlan. Az csontintegráció létrejöttét, illetve annak mértékét számos tényezo befolyásolhatja, melyek közül kiemelném a legfontosabbnak tartottakat: ? az implantátum anyaga ? az implantátum formája ? aszeptikus, atraumatikus mutéti technika ? megfelelo idopontban történo protetikai terhelés ? az implantátum felülete.

10

Az implantátum anyaga manapság szinte kizárólag titán és annak ötvözetei. Egyre ritkábban alkalmaznak alumínium-oxid kerámiát (Schulte és mtsai, 1980) és még ritkábban tantált (Plenk és mtsai, 1991). Az implantátum formájával kapcsolatosan a körszimmetrikusak a legelfogadottabbak. Sokan leírták a csavarimplantátum elonyét, a cilindrikussal szemben és ezeknek a használatát javasolják (Siegele és Soltesz , 1986). Sokan vizsgálták az atraumatikus sebészi technika fontosságát, mind in vitro, mind in vivo (Eriksson és Albrektsson, 1983, 1984; Watzek és mtsai, 1985;

Donath és Kirsch, 1986). Hangsúlyozzák, hogy a csont

preparálásánál a hohatás okozta traumát el kell kerülni. E felismerések alapján határozták meg (Albrektsson és mtsai, 1981) a fogbeültetés sikerességének legfontosabb tényezoit: -

biokompatibilitás;

-

gingivális zárás;

-

optimális terhelés, eroátvitel;

-

mutéti technika;

-

felület tisztasága és morfológiája.

Köztük fontossági sorrend nem állítható fel, hiszen mindegyik tényezo együttesen szükséges a sikeres implantációhoz.

3.1.1 A biokompatibilitás Az orvosi célból, a biológiai rendszerekkel való kölcsönhatás érdekében alkalmazott élettelen anyagok a bioanyagok (European Society for Biomaterials, 1986). A biokompatibilitás az anyagnak azt a tulajdonságát jelöli, amely biztosítja az implantátum és a környezo szövetek közötti fiziológiai kapcsolatot. A biokompatibilitás az implantáció sikerességének egyik alappillére. Idetartozó fogalom a biomechanikai funkcióképesség is, amely azokat a szilárdsági és formaalakíthatósági tulajdonságokat jelenti, amik lehetové teszik a rágóero átvitelét az implantátumra és a környezo szövetekre, azok károsodása nélkül. A biokompatibilitás és a biomechanikai funkcióképesség között érdekes ellentmondás van: ahogy no a biokompatibilitás, úgy romlanak a mechanikai tulajdonságok, és fordítva (ez jól tapasztalható pl. az alumínium-oxid kerámiából készült implantátumok esetében). A biokompatibilis anyaggal szemben támasztott követelmények: ?

korróziómentesség,

?

mechanikai szilárdság,

?

a csontszövethez hasonló rugalmassági együttha tó,

11

?

sterilizálhatóság,

?

röntgenárnyékot adó képesség,

?

elektromos semlegesség.

Korrózió (az anyag károsodása kémiai, elektrokémiai folyamatok által) során az emberi szövetek közé helyezett anyag felszínébol molekulák válnak le, melyeket a szervezet antigénként kezel, és különbözo típusú szöveti reakciókkal válaszol. A kezdeti reakció a helyi védekezési folyamat, amely a phagocytosis útján megy végbe. A helyi phagocytakapacitás kimerülése után, a fémionok általános szervezeti reakciót, metallózist okozhatnak: a fémmolekulák a vér- és nyirokerek útján továbbjutva, a nyirokcsomókban, a lépben és a csontveloben raktározódhatnak. A bioanyagok közé sorolt fémeknél, ötvözeteknél az anyag felületén stabil oxidréteg keletkezik, ami meggátolja a további fémionok leválását. A fém implantátumok biokompatibilitásáért a felületükön kialakuló stabil oxidréteg a felelos. Az oxidréteg a titán és az oxigénmolekulán kívül más anyagok molekuláit is tartalmazhatja, így eltérhet az implantátumot összességében alkotó kémiai anyag összetételétol. A felületen kialakuló szennyezodés hatására a felületet alkotó felszini réteg legkülso atomrétegének szerkezetében történik változás.

Az anyag és az okozott szöveti reakció szerint az implantátumok anyagai biokompatibilitásuk alapján három csoportba sorolhatók (Osborn, 1979): bioinert, bioaktív és biotoleráns anyagok.

1. táblázat: A bioanyagok felosztása

Biotoleráns anyagok

Bioinert anyagok

Acélötvözetek

Titán,

Co-Cr-Mo-ötvözetek

Alumínium-oxid

kerámia Trikalcium- foszfát

(Vitallium)

Szénvegyületek

Bioüve g

Tantál,

Muanyagok

12

Bioaktív anyagok Nióbium Hidroxil-apatit

a) Biotoleráns anyagok Idetartoznak az acélötvözetek, vitallium, muanyagok stb. Jellemzo, hogy az implantátumokat különbözo vastagságú kötoszövet veszi körül az élo szövetben. Fogászati implantátumok készítésére nem alkalmasak. Történelmi jelentosége van a Co-Cr-Mo tartalmú ötvözetnek, melyet eloször Vitallium név alatt használtak implantációra. Ez az anyag subperiostealis implantátumok készítésére volt alkalmas, de enossealisra nem.

b) Bioinert anyagok A fogászati implantátumok legnagyobb hányada ebbe a csoportba tartozik. A fémek felületén keletkezo stabil oxidréteg korróziómentességet eredményez, de nincs toxikus hatásuk, pl.: titán, tantál, alumínium-oxid kerámia, szénvegyületek stb. Ezen anyagok implantológiai felhasználását mechanikai tulajdonságaik határozzák meg. A titán ma az implantológiában a legáltalánosabban használt bioinert fém.

c) Bioaktív anyagok Az implantátum és a csontszövet direkt mechanikai és kémiai kapcsolatot alkot. Sajnos alacsony mechanikai szilárdságuk miatt implantátumok készítésére önmagukban nem alkalmasak. Pl.: hidroxil-apatit, trikalcium- foszfát, bioüveg, stb. Kémiai összetételükben nagyban hasonlítanak az emberi csontszövet anorganikus összetételéhez és feltételezzük, hogy

ennek a ténynek a következménye az implantátum anya gának bizonyos fokú

degradációja

az

implantátum

és

csontszövet

határzónájában.

Éppen

ezért

az

implantátumoknak a felületi morfológiát kialakító rétegeként korlátozott mértékben számíthatunk ezekre az anyagokra. A jó biológiai tulajdonságuk miatt leggyakrabban a csontpótlás különbözo formáiban alkalmazzák.

3.1 .1.1. Titán Napjainkban a legáltalánosabban használt fém az implantológiában. A titán a csontszövethez való affinitásának felfedezése Brånemark nevéhez fuzodik, aki a modern implantológia megalapítója és elsosorban csontélettani kutatásokkal foglalkozott. Fogászati implantátumok céljára a titánt alkalmazzák tiszta fém (cpTi) és ötvözetei formájában. A leggyakoribb titánötvözet a TiAl6 V4 , amely 6 tomeg% alumíniumot és 4 tomeg% vanádiumot tartalmaz. Az ötvözo fémek az anyag mechanikai tulajdonságait javítják.

13

A tiszta fém azonban korrózióállóbbnak tunik, mint az ötvözetei, és éppen ezért a csontintegrációs képessége is lényegesen jobb (Johansson és mtsai, 1998). A titán jó mechanikai tulajdonságai és alacsony surusége (4,51 kg/m3 ) lehetové teszik a gracilis, részleteiben megmunkált enossealis implantátumok készítését. Megmunkálása hidegeljárásokkal

történik,

mert

öntése

a

magas

olvadáspontja

(1660

o

C)

és

oxigénérzékenysége miatt csak különleges technológiával lehetséges.

2. táblázat: A titán tulajdonságai, jellemzoi Rendszám

22

Suruség

4,51 kg/m³

Forráspont

1675-1680 oC

Elektromos fajlagos ellenállás

4,2 - 5,5 x 10?7 Om

Hovezeto-képesség

17-19 W / mo C

Rugalmassági állandó (Young- modulus)

1,03-1,24 x 107 N/m2

A periodikus táblázatban 22-es rendszámmal szereplo titán az ún. átmeneti fémekhez tartozik, ami azt jelenti, hogy köztes állapotot képvisel a nemes-, és nem nemes fémek között. A titánnak részlegesen, idoszakosan, míg a nemes fémeknek állandóan, a nem nemes fémeknek pedig soha nincs betöltve az ún. d-héj. Ez az átmeneti állapot kölcsönöz a titánnak rendkívüli kémiai „nyitottságot” és jó felszíni tulajdonságokat. A titánnak a metallózisát az irodalomban több helyen leírták (Spiekermann, 1994), és klinikai megfigyelések alapján beszámoltak a regionális nyirokcsomókban eloforduló titán partikulumokról, de betegséget okozó tényezoként, toxikus és allergiát okozó anyagként nem tudták kimutatni (Fallschüssel, 1995; Schliephake és mtsai, 1989). A fémek e csoportjának (átmeneti) – így a titánnak is – a felületén egy kémiailag stabil oxidréteg jön létre. Ez okozza a titán kiváló kémiai és biológiai tulajdonságait.

3.1.1.2. A titán – oxid A titán felszínén leggyakrabban megtalálható, termodinamikailag stabil oxidok: a Ti2 O, Ti2 O3 , és a TiO.

14

A titán felületén kialakuló titán-oxid az egyik legellenállóbb anyag a Földön (Hopp és mtsa, 1996; Lausmaa, 1991; Wintermantel, 1996). Ha a tiszta titán (cpTi) felszíne valamilyen behatás következtében sérül, és kapcsolatba kerül a légkörrel, akkor nanoszekundum alatt kialakul a felszínen egy passzív 20- 100 Å vastagságú titán-oxid réteg (Wataha, 1996). A víz OH¯ formában történo megkötése negatív töltésu titán felszínt eredményez, amely úgy viselkedik, mint egy negatív töltésu sejtmembrán. Felvesz a felszínére pozitív töltésu kalciumionokat, amelyek kötésbe lépnek glükózaminoglikánokkal (GAG). A glükozaminoglikánok (GAG) a csontban, legnagyobb mennyiségben eloforduló proteoglikánok. Kísérletekkel igazolt tény, hogy a titán a kalcium vizes oldatába mártva 60%-kal több proteoglikánt vesz fel, mint a vizes közegbol (Collis és mtsai, 1992; Klinger és mtsai, 1998). A proteoglikánok felvételét szérum fehérje adszorpciója követi. Ennek a rétegnek a vastagsága a csontintegrált implantátum körül 20-50 Å. A fehérjék kollagénszálak segítségével kapcsolódnak a csontsejtekhez. Az implantátum és a csontsejtek között kialakuló réteget (víz-Ca ion-GAGszérumprotein-kollagén) nevezzük ún. interface-zónának. A határfelületi (interface) rétegtol elvárjuk, hogy a kialakulása ne befolyásolja a tömbianyag (bulk) tulajdonságait; kémiai, elektromos, mechanikus, és termikus igénybevételnek ellenálljon és idoben állandó tulajdonsággal rendelkezzen (Szabó és mtsai, 1994). Puleo és Nanci részletesen beszámoltak a csont és implantátum közötti határfelületi réteg fizikai, kémiai, morfológiai és biokémiai tulajdonságáról (Puleo és mtsa, 1999). A hidratáció lehetové teszi

a

nagyobb

molekulájú

fehérjék

megkötését,

végso

soron

a

csontszövet

fehérjestruktúráinak kapcsolódását. Az, hogy az adott anyag milyen mértékben képes a felületén megkötni a fehérjemolekulákat, a felületi feszültséggel jellemezheto. Minél nagyobb a felületi feszültség, annál nagyobb a fehérjemegköto képesség. A felületi szennyezodések csökkentik a felületi feszültséget, ezáltal rontják a bioadhéziót. A felületi titán–oxid felelos a titán biokompatibilitásáért, azáltal hogy megakadályozza a fém korrózióját. A réteg vastagsága 2 – 6 nanométer. Mosser és mtsainak vizsgálatai értékes adatokat szolgáltatnak a szervezet és az implantátum között végbemeno kémiai reakciókról; több év után eltávolított titánimplantátum felületén a kezdeti 5nm (=50Å) vastagságú spontán oxidréteg 5 év múlva 200nm (2000 Å) vastagságúra növekedett (Mosser és mtsai, 1992).

15

Az oxidréteg a titánon és az oxigénen kívül más anyagok atomjait is tartalmazhatja, így eltérhet az implantátumot összességében alkotó kémiai anyag összetételétol (Taborelli és mtsai, 1997). Az anyagösszetétel változása a legkülso atomrétegek vo natkozásában jelentkezhet, mint a felület szennyezodésének következménye (Uitto és mtsai, 1997). Bár az oxidréteg kialakulása hasonló módon megy végbe a tiszta titán (cpTi) és annak ötvözete (TiAl6 V4 ) felületén, annak vastagsága mégsem lesz hasonló. Kutatások (Keller és mtsai, 1990) beszámoltak arról, hogy az ötvözetek felületén vastagabb az oxidréteg, mint a tiszta titán felületén, de nem találtak ennek megfelelo biológiai következményt. A titán felületén hétféle oxidréteg alakulhat ki (Young és mtsai, 2001), de a titán oxidjai közül a leggyakoribb és a legstabilabb a TiO 2 , míg a TiO és a Ti2 O3 jóval ritkább. A titán – dioxid technológiailag fontos és sokoldalú anyag; igen stabil, háromféle kristálymódosulata létezik: rutil, anatáz és brookit, melyek közül a rutil a legstabilabb termodinamikailag (Kofstad, 1972).

3.1.1.3 A szövetek reakciója a titánra A titán egyik legsikeresebb alkalmazási területe a fogászati implantológia, ahol már régóta használják jó eredménnyel. Az implantátum anyagának a felszínén, annak monomolekuláris rétege és a környezet molekulái között különbözo mértéku potenciálkülönbség van. Ezt nevezzük elektrokinetikus vagy zétapotenciálnak, amelyet egyebek között meghatároz az implantátum felületén lévo molekulák töltése (Eriksson, 1985). Ezen molekulák töltését az anyag felületi feszültségének vagy felületi energiájának nevezzük. A különbözo anyagoknak más és más a felületi feszültsége. Az alacsony feszültségu anyagok hidrofób, a magasabb feszültséguek hidrofil tulajdonsággal rendelkeznek. A felületi feszültség felelos a bioadhézióért, amellyel az anyag más molekulákat köt a felületéhez (Baier és mtsai, 1984). A fémek, fémötvözetek, kerámiák, felületi energiája magas, ez indukálja a molekuláris folyamatot. A bioadhézió a vízmolekulák megkötésével kezdodik, amelyek különbözo eroséggel kötodnek a felszínhez. A hidratáció egyéb molekulák (Na, Ca, Cl, foszfátok stb.), majd késobb a fehérjék kötödését is jelenti. Ezeknek a biomolekuláknak a kötodése biztosítja azt a glikoprotein alapréteget, amelyhez a csontszövet fehérjestruktúrái kapcsolódnak. Tehát a bioanyagok felületi energiájuk segítségével kondícionálódnak a fehérjék kötodésére. A kondícionálás egyik lényeges eleme a vérrel, szérumproteinnel történo érintkezés.

16

Másik fontos tényezo a felület tisztasága, mert idegen atomok ronthatják a felületi feszültség értékét (Baier és mtsai, 1984; Kasemo és mtsa, 1988).

3. 2. Gingivális zárás A gingivális zárás a biokompatibilitás mellett, az implantáció sikerességének másik alappillére. A csontintegráció épségének megorzésében fontos szerepe van, ennek az 50-100 mikrométer vastagságú kötoszövetes, cirkuláris mandzsettának, mely az implantátumnak a csont feletti, de a nyálkahártya alatti részén helyezkedik el. Az implantátum felületéhez – feszes gingiva esetén – kötoszöveti rostok kapcsolódnak, mely létrejöttét az implantátum nagy felületi feszültsége elosegíti. A rostok az implantátum felszínével párhuzamosan és arra merolegesen futnak, és így tökéletes zárást biztosítanak, mely hasonló a természetes fogak biológiai zárásához. A hámtapadás a kötoszövetes zárásra épül és azzal együtt jön létre. A hámsejtek a hemidezmoszómák segítségével kapcsolódnak az implantátum felületéhez. A gingivális zárás megakadályozza a szájüregi baktériumok bejutását a szövetek közé és meggátolja a hám apikális irányba történo „vándorlását” (Divinyi, 1998). A fogak körül kialakuló természetes nyálkahártya esztétikája az egészséges parodontális kötoszövet vertikális dimenziójának a függvénye, melyet az angol és német irodalomban „biológiai szélességnek” neveznek (Hermann és mtsai, 2000, 2001). Hermann és mtsai hisztomorfometriás vizsgálataikban igazolták, hogy az ún. biológiai szélességet az implantátum korai terhelése és az implantátum egy vagy kétrészes mivolta nagyban befolyásolja (Hermann és mtsai, 2000, 2001).

3. 3. Terhelés – eroátvitel Az eroátvitel az implantáció sikerességének harmadik alappillére. A csontszövet és az implantátum között kialakult direkt kapcsolat esetén (csontintegráció) a rágóerot az implantátum teljes endostruktúráján keresztül át lehet vinni a csontra. Azonban nem mindegy, hogy az implantátumot milyen nagyságú és milyen irányú erohatások érik.

17

Optimális az erohatás, ha a rágóero vertikális komponense fiziológiás mértékben éri az implantátumot (protetikai terhelés). A fiziológiásnál nagyobb erohatás káros, mert a túlterhelés következtében csontlebontódást okoz. A természetes fogaknál a rágást, a terhelést a parodontiumban lévo idegvégzodéseken keresztül reflexek szabályozzák. Ez a szenzoros visszacsatolás az implantátumok esetében hiányzik, ezért a terhelést szabályozó reflexek nem muködnek. Megfigyelések szerint az implantátum különösen az elso évben érzékeny a traumás megterhelésre (Divinyi, 1998). A

csontszövet

átépüléssel

alkalmazkodik

a

fiziológiás

terheléshez

(funkcionális

csontátépülés). Ez az implantátumok esetében is így van és a csontszövet átépülési alkalmazkodásának

eredménye

a

befejezett

osszifikáció.

A

protetikai

felépítmény

megtervezése (a fogpótlások száma és típusa) megelozi a mutéti fázist. A tervezésben segítséget nyújtha t a diagnosztikus modell (tanulmányi minta), esetleg diagnosztikus fogsor alkalmazása is.

Protetikai szempontból fontos az optimális biomechanika és az esztétikai viszonyok. Alapszabály, hogy: az exo + szuprastruktúra / az endostruktúra aránya kisebb legyen 1- nél, vagyis az endostruktúra mérete mindig nagyobb legyen a felépítménynél. Ennek, a fellépo forgatónyomaték (az implantátum tengelyétol eltéro irányú erok hatásakor keletkezik és a test forgatására irányul) nagyságának szempontjából van jelentosége. A kompenzálatlan forgatónyomaték a felépítmény károsodásához vezet. A traumás occlusio és a tengelyiránytól eltéro terhelés csontlebontódáshoz vezet, ezért célszeru az implantátumot infraocclusioba hozni, oldalirányú állkapocsmozgás esetén pedig maximum csoportvezetésben vehet részt (Divinyi, 2002).

3. 4. Mutéti technika A körszimmetrikus implantátumok mutéti technikája lehet egy- és kétfázisú. Az elso fázis során történik az implantátum endostruktúrájának behelyezése a csontba (elofúró, tágítófúró és süllyesztofúró segítségével, melyek lehetové teszik az implantátum pontos csontágyának kialakítását), a gyógyulási csavar behelyezése, valamint a seb zárása varratokkal.

18

A második fázis során, a gyógyulási ido leteltét követoen, kerül sor az implantátum felszabadítására, majd a transgingivalis csavar behelyezése a nyálkahártya gyógyulási idejére, végül a protetikai terhelés folyamata. A kétfázisú mutéti technika biztosítja az implantátum terheletlenségét, mozgásmentességét, és így az optimális gyógyulás feltételeit. A csontintegráció létrejöttének feltétele az aszeptikus, atraumatikus mutét. A termikus károsodás elkerülése érdekében a fúrókat és így a mutéti területet fiziológiás sóoldattal kell huteni (Divinyi, 1998, Vajdovich, 2002).

3. 5. A gazdaszervezet állapota Ép, megfelelo vastagságú csont szükséges, valamint az egész szervezet jó általános állapota. Vannak olyan állapotok, betegségek, melyek fennállása esetén az implantációt nem lehet elvégezni. A fogászati implantáció kontraindikációit képezo okok lehetnek a szájüregre vonatkozó helyi és a szervezet egészére vonatkozó általános problémák. Mindkét csoporton belül megtalálhatóak azok az elváltozások, betegségek vagy kóros állapotok, amelyek miatt csak átmenetileg, illetve azok, amelyek miatt véglegesen le kell mondani a beültetésrol. Okok között szerepel a nem kezelt diabetes mellitus, csontanyagcsere zavarok, immunhiányos állapot, rossz szájhigiénia, antikoaguláns kezelés, alkoholizmus, krónikus nyálkahártyabetegségek (Divinyi, 1998; Vajdovich, 2002).

3. 6 Implantátum felületének szerepe a csontintegrációban A nyolcvanas évek elejétol a fogászati implantátumok felületének vizsgálata, új felületkezelési eljárások kidolgozása és azok hosszú távú eredményességének megfigyelése az implantológiai kutatások középpontjába kerültek. A felületkutatás lehetoségei minoségileg megváltoztak, amikor foleg fizikai módszerekkel, lehetové és széles körben alkalmazhatóvá vált az összetétel, az atomelrendezodés, az elektronszerkezet, a kémiai kötés és számos más jellemzo nagyérzékenységu, nagy felbontóképességu mérése (Giber és mtsai, 1987). Számos szerzo leírta (Kasemo és mtsai, 1988), hogy a felület kialakítása fontos az implantátum élettartama szempontjából. Ezért a felületkezelési eljárásoknak nagy szerepe van az implantológiában.

19

A felület változásainak pontos biológiai értéke nehezen prognosztizálható, de az biztos, hogy befolyásolja a szöveti gyógyulást, a sikerességet, az oszteoblaszt proliferációt a sejtek fenotipusának megváltoztatásával, azoknak a differenciálódását (Swartz és mtsai, 1997) és a hormonok hatására a csontsejt választ is (Boyan és mtsai, 1998). Ha a felület szerepét vizsgáljuk a csontintegrációban akkor az itt

végbemeno élettani

folyamatok szempontjából az implantátum felületének két fontos tulajdonságát kell kiemelnünk: a felület tisztaságát és a felület morfológiáját.

3. 6. 1. A felület tisztasága Az implantátum felületének tisztítása és tisztán tartása, a szennyezodések kialakulásának megakadályozása fontos feladat az implantátumok gyári csomagolásának és piaci megjelenésének a szempontjából. A fém implantátumok tisztítására alkalmazott rutineljárás az ultrahangkádban történo tisztítás, majd autoklávos sterilizálás. Az egyes sterilizálási eljárások, így a nedves goz-, a holég-, a gázsterilezés különbözo szennyezodéseket okozhatnak az implantátum felületén, ami a felületi energia csökkenését eredményezhetik. Érdekes eljárás a gázplazma – tisztítás (plasma glow-discharge), ahol az anyag felületét vákuumban, nagy feszültséggel gerjesztett gázmolekulákkal bombázzák. Ezek a nagy energiájú gázmolekulák eltávolítanak a felületrol minden szerves és szervetlen részecskét, így a tisztítással együtt sterilizálnak is (Baier, R.E. és mtsa, 1988). A másik elony ennél az eljárásnál, hogy növelik a felületi energiát (az üveggyöny- és az autokláv-sterilizálás csökkenti, a holég sterilizálás nem változtatja meg a felületi energiát), ami a bioadhézió miatt fontos (Kawahara és mtsai, 1996). A legnagyobb felületi energiát az azonos molekulákból álló réteg biztosítja, idegen atomok ronthatják a felületi feszültség értékét. Az anyagösszetétel változása

a

legkülso

atomrétegek

vonatkozásában

jelentkezhet,

mint

a

felület

szennyezodésének következménye. A felületi szennyezodés eredhet természetesen magából az alapanyagból, de leginkább az implantátumok megmunkálása, kezelése, tárolása során keletkezik. Egyöntetunek látszik a vélemé ny, hogy a szennyezodések bármilyen formájának negatív biológiai hatása van. Egyes szerzok szerint (Olefjord és Hansson, 1993) a felületi szennyezodés katalizálhatja az oxidációt, így fokozhatja a Ti- ionok kioldódását az implantátumok felületérol. Mások úgy vélik (Uitto és mtsai, 1997), hogy a felület szennyezodése csökkenti az anyag felületi energiáját, amely tulajdonság molekuláris szinten felelos a fehérjéknek a felülethez történo kötodéséért.

20

3.6.2. A felületi morfológia A felület mechanikai egyenetlenségei fontos szerepet játszanak a csontsejtekkel való kapcsolatban. Azt már a felületi kutatások hoskorában is leírták, hogy a porózus felületeken, amelyek a csontszövet benövését lehetové teszik, - a vizsgálatok szerint a csontos regeneráció gyorsabban következik be (Hulbert és mtsai, 1972). Ebben az idoben javasolták, hogy porózusabb felületet hozzanak létre a fogászati implantátumok felületén, mert az növeli a csonthoz való kötodési képességét. Ez a teória azóta már megdolt és tudott, hogy nem a porózitás mértéke, hanem annak minosége befolyásolja a csontintegrációt. nagysága szerint meg kell különböztetni makro- és mikroporózitást.

A pórusok

Makropórusoknak

elsosorban a csontszövettel történo mechanikai kapcsolat kialakításban van szerepük, míg a mikropórusok – a felszín 100 mikrométernél kisebb geometriai elemei - a szövetkultúrákkal végzett megfigyelések szerint gyorsítják a csontsejtnek a felületre történo migrációját (Baier és mtsai, 1984, Brunette, D.M., 1988). Ma már tényként tartják számon és számos szerzo bizonyította, hogy az érdesített felület a csontintegráció szempontjából jobb, mint a sima felületi kiképzés (Carlsson és mtsai, 1988; Cohran D.L., 1999; Gaggl és mtsai, 2000; Larsson és mtsai, 1994; Lazzara és mtsai, 1999; Wennerberg és mtsai, 1993,1997).

Az implantológiai kutatások során nyitott kérdés maradt az, hogy milyen az ideális felületi morfológia, - mekkora felületi elemek, milyen formájú struktúrák, milyen elhelyezkedése szükséges a tökéletes csontintegrációhoz. Wennerberg és mtsai szerint sok kutató összetéveszti a felület topográfiájának a fogalmát a felület morfológiájának a fogalmával (1. ábra). A felületi topográfia sokkal tágabb fogalom, mert magában foglalja az implantátum formáját – mely milliméteres nagyságrendu geometriai alakváltozást jelent -, az implantátum felületének hullámzását – mely pár száz mikrométeres nagyságrendet képvisel, és a felület érdességét – mely száz mikrométernél kisebb felületi jelenségeket foglal magában (Wennerberg és mtsai, 2000). Manapság egyre nagyobb az érdeklodés a nanométeres nagyságrendu felületi elemek iránt is, mert feltételezheto, hogy a csontintegrációt befolyásoló hatásuk van az ezen tartományba eso morfológiai elemeknek is.

21

1. ábra A felszín formája, hullámzása, érdessége

A felület morfológiája az érdességének a háromdimenziós megjelenítését jelenti (Albrektsson és mtsai, 1999; Wennerberg és mtsai, 2000). Az irodalomban több mint száz olyan paramétert, mérési jellemzot írtak már le, amivel az egyes felületeket és az azon lévo felületi elemeket számszeruen is jellemezhetjük (Wennerberg és mtsai, 2000). A fogászati implantátumok esetében a leggyakrabban használatos és a leginkább elfogadott paraméterek a következok: az elemek kiemelkedéseinek magasságkülönbségének átlaga, amit Sa értéknek is szokás nevezni (kétdimenziós vizsgálat esetén ugyanezt az értéket Ra-nak jelölik), valamint az elemek hullámhosszának (távolságuk) átlaga, amit Scx –nek is neveznek, és végül a kezelt és nem kezelt felszín hányadosa , amit Sdr – rel is jelölnek és az ún. hibrid értéknek neveznek. Wennerberg és mtsai szerint és a kutató társadalom által is a leginkább elfogadott vélemény, hogy az ideálisnak mondható felszín paraméterei Sa = 1,4 mikrométer, Scx = 11,6 mikrométer, Sdr = 1,5-ös tartományba esik (Gaggl és mtsai, 2000, Nentwig, G.H.,és mtsai, 1994 ; Wennerberg és mtsai, 1998, Wennerberg és mtsai, 1999, Wennerberg és mtsai, 2000). Az irodalom alapján érdesnek tekintheto az a felszín, ahol a hibridérték nagyobb, mint 2. Közepesen érdes, ha a kapott szám 1 és 2 közé esik, és sima/enyhén érdes, ha kisebb, mint 1 (Albrektsson és mtsa, 1990). Wennerberg és mtsai állatkísérletekkel igazolták, hogy az 1,5-ös hibridérték a legkedvezobb, ebben az esetben tapasztalták a legnagyobb mértéku csontintegrációt (Wennerberg és mtsai, 2000).

22

Ezt Lazzara és mtsai. valamint Ivanov humán kísérletekkel is alátámasztotta önkéntes páciensek bevonásával (Lazzara és mtsai, 1999; Ivanov és mtsai, 2001). Az is igazolt tény, hogy az implantátumok csavarmenetén az érdesség nem egyenletes. A menet teteje érdesebb, mint az oldalsó része, és általában érdesebb, mint a menetek közötti mélyedés (Wennerberg és mtsai, 2000). Sokáig vizsgálták azt is, hogy milyen legyen a felületi elemek optimális nagysága. Feltételezték (Wennerberg és mtsai, 1998), hogy a nagyobb méretu kiemelkedések, mivel növelik az összfelületet, jobban elosegítik a csontosodást. Késobb az állatkísérletek és a hisztomorfometriás vizsgálatok során ellentmondásba keveredtek a saját elképzelésükkel. Állatkísérletek során igazolódott, hogy a 25 mikrométer nagyságú alumínium-oxid szemcsével bevont felszín esetében, négy hetes gyógyulási ido után, nagyobb volt az ún. csont- implantátum

kapcsolat,

(Wennerberg és mtsa, 1996).

mint

a

250

mikrométeres

szemcsenagyság

esetében

Hisztomorfometriás vizsgálatokkal hasonló eredményeket

kaptak, a nagyobb érdesítésu felszínek nem különböztek a kisebb érdesítésuektol csontintegrációs értékeikben. A legjobb eredményeket a 75 mikrométeres nagyságú felület esetében mérték (Wennerberg és mtsai, 1998). Jellemezni lehet a felszín minoségét az ún. BIC (bone-implant contact) értékkel is, amely azt mutatja meg, hogy az implantátum felületének hány százaléka érintkezik közvetlenül a csonttal. Mésztelenítés (dekalcinálás) utáni szövettani metszeteken hisztomorfometriás vizsgálattal lehet kiszámítani a csont – implantátum kapcsolatának (BIC) százalékos arányát (Buser, 1999). Megfelelo csontintegráció esetében az alsó állcsonton ez átlagosan 40,7%, míg a felso állcsont esetében csak 37, 2% (Piatelli és mtsai, 1997). A csont – implantátum kapcsolatának százalékos arányát nem könnyu meghatározni. A kapott eredmények – amiket a különbözo közleményekben olvashatunk – meglehetosen széles skálán mozognak. Függ a kísérleti állat fajtájától, az implantátumot befogadó csont anatómiai jellegétol (femur, tibia, állcsontok), a gyógyulási idotol, és az implantátum felületkezelésének módjától (Buser, 1999).

3.6.3. A felületi érdességet létrehozó technológiai eljárások Ezek az eljárások a felület 100 mikrométernél kisebb méretu geometriai elemeit eredményezik.

23

A csontintegrációval kapcsolatos kutatások kezdetén az a vélemény alakult ki, hogy a felület érdesítésekor tulajdonképpen nagyobb felületen jön létre az implantátum és a csont között a biológiai alapú mechanikus kapcsolat, így az implantátum felülete megsokszorozható. A legújabb kutatások azonban a mikrogeometria jelentoségét nem a felületnövelésben, hanem a csontképzésre gyakorolt hatásban látják (Boyan és mtsai, 1996; Boyan és mtsai, 1998). A létrejövo érdesség a szöve tkultúrákból származó megfigyelések szerint gyorsítja a csontsejteknek a felületre történo migrációját. A kutatási eredmények alapján valószínunek látszik, hogy bizonyos felületi mikrogeometriák olyan sejt-fenotípusokat hoznak létre, amelyek könnyebben alakulnak át osteoblastokká. A

felületi

(homokfúvás,

érdességet

létrehozó

plazmaszórás),

technológia

kémiai

reakción

alapulhat (savazás),

mechanikai vagy

megmunkáláson

történhet

lézerfény

segítségével. A felület átalakításra (az anyagtranszporttól függoen) na gyjából három mód nyílik (Szabó és mtsai, 1994): -anyagfelhordás (pozitív anyagtranszport) -anyageltávolítás (negatív anyagtranszport) -a felületi réteg átalakítása anyagfelhordás és anyageltávolítás nélkül (anyagtranszport mentes eljárás). Anyagfelhordás: talán az egyik legrégebbi eljárás a „bevonási” módszer, amikor a bevonandó tárgy felületére szilárd anyagot visznek fel, rendszerint nagyon finom por formájában. Ezt a port beégetik, illetve hokezeléssel tömörítik, olyan módon, ahogyan a fémek és a porcelán zománcozását végzik. Ide tartozik a plazmaszórás, a bioanyaggal történo bevonás, az anódos oxidációval eloállított titán-oxiddal (kristályos TiO2 ) történo felület bevonási eljárások és a hagyományos módon felvitt titán-oxiddal felületkezelt felszín Anyageltávolítás során az implantátum felületérol két különbözo eredetu „réteget” lehet és kell eltávolítani. Egyrészt a megmunkálás során a mechanikusan és kémiailag kötött szennyezo anyagokat, másrészt szintén a megmunkálás során képzodött felületi deformált részt. Ehhez a felület átalakítási csoporthoz tartozik a savval maratás, polírozás. A harmadik lehetoség az anyagtranszport mentes eljárások, ahol is anyagváltozás a felszínen nincs, csak a kezelések hatására tulajdonságváltozás jön létre. Ide tartozik az esztergálás, a homokfúvás, a lézeres felületkezelés. Az utóbbi pár évben kialakulóban van egy negyedik lehetoség is, amikor is a módszereket kombinálják , az egyes eljárások hátrányait egy másik, utólagos eljárással próbálják kiküszöbölni, ilyen például az ún.: SLA-felszín, ahol az alumínium-oxiddal történo homokfúvást, még egy savazási eljárás is követi (Buser, 1999). 24

Anyagfelhordással járó módszerek:

3.6.3.1. Plazmaszórás (TPS) Az eljárás lényege, hogy az implantátum felületén egy bevonatot képeznek, mégpedig úgy, hogy titán- hidrid port visznek fel az implantátum felszínére (Titan Plasma Spray). A technológiához magas homérsékletre van szükség (15-20000 Celsius), ugyanis a magas ho (állandó térfogaton) biztosítja a megfelelo nyomást és így az egyenletes szóródást. Plazmaszóráskor a betáplált elektromos energia hatására a gázok ionizálódnak, elektronjaiktól megválnak és egyúttal plazma állapotba kerülnek (Schröeder, 1978). Természetesen ez a magas homérséklet az implantátum felületét nem érheti, hiszen rögtön megolvasztaná azt. A titán por nagy sebességgel csapódik a felületre (3000m/s) (2. ábra). A titán-hidrid szemcsék becsapódása hozza létre az új felületet, 15-20 mikrométer vastagságban, amelyet aztán még egy 30-50 mikrométer vastagságú titánoxid réteg is bevon (Divinyi, 1998 ; Rateitschak és mtsai, 1994; Schröeder, 1978).

2. ábra: Plazmaszórás

Ennél a kezelési módszernél megmaradnak a titán pozitív tulajdonságai, mint a korrózióállósága, a jó mechanikai szilárdsága, biokompatibilitása (Friatec Aktiengesellschaft, Division Medizintechnik, 1998).

Kereken 25 évvel ezelott vezette be Schroeder a fogászati implantátumoknál a titán plazmaszórást (TPS), ekkor kezdodött a különbözo ITI®- implantátum prototípusoknál és valamivel késobb az IMZ® rendszernél a TPS- felület klinikai tesztelése (Schröeder, 1978). Retrospektív vizsgálatok nagyon jó klinikai eredményeket mutattak ezzel a felszínnel.

25

A háromdimenziós optikai profilométeres analízis után kapott Sa értéke a felszínnek 2,1 mikrométer, Scx = 12,3 és az Sdr érték pedig 1,79 volt (Wennerberg, 2000). Cochran és mtsai által mért csont-implantátum kapcsolat (BIC) érték a maxillánál 52%, a mandibula esetében 72% (Cochran és mtsai, 1999). Állatkísérletek során kapott érték 3 hónap után 72%-os lett (Cordiolli és mtsai, 2000). Az elégséges számú hosszú távú feldolgozást tartalmazó dokumentáció alapján a TPS-bevonat biztonságos és jó referenciával rendelkezo felületként könyvelheto el. Hátrányaként említik, azt hogy a felszínrol leváló titánrészecskék az implantátum körüli szövetekben metallózist okozhatnak, aminek a hátrányos hatását eddig még nem sikerült kimutatni.

3.6.3.2. Bevonás bioaktív anyaggal A felület kialakítása hasonló módon történik, mint ahogy a TPS felszínnél, azzal a különbséggel, hogy a felszínre hidroxilapatit-kerámiát (HA) vagy trikálcium- foszfát kerámiát (TCP) visznek fel átlagosan 30-70 mikrométer vastagságban. Eloször De Groot ismertetett plazmaszórással titánimplantátumokon végrehajtott hidroxilapatit rétegfelhordási eljárást (De Groot és mtsai, 1986), míg Ducheyne és mtsai foként trikálcium- foszfát réteggel fedett implantátumok viselkedését tanulmányozta (Ducheyen, 1988). Mivel ez a két anyag bioaktív és így osszeokonduktiv hatásuk van, sokkal gyorsabb és hatékonyabb csontosodásra lehet számítani, mint más megoldások esetében (Gross és mtsai, 1998). A bioaktív kerámiák kémiai összetétele az implantátum és a csontszövet határzónájában állandó ioncserét biztosít, így nem csak mechanikai, hanem kémiai kapcsolat is létrejön. Ez az ioncsere szöveti alkalózist is okoz, amely kedvez az oszteoblaszt-aktívitásnak (Schwartz és mtsai, 1997). A nyolcvanas évektol kezdodoen egyre gyakrabban alkalmazták ezt a módszert, és azóta megjelentek azok a problémák, amelyek a mai napig nem megoldottak. A fogászati implantátumok közül a Life-Core® és a Steri-Oss® is ilyen módon kezelt felülettel rendelkezik. A problémák egy része technológiai jellegu, amelyek abból adódnak, hogy a fém és a kerámia hotágulási és rugalmassági együtthatója eltér egymástól, ezért nem megfelelo terhelés esetén az implantátumról leválhatnak a hidroxilapatit szemcsék. Felmerült az a kérdés is, hogy a tapadás a fém felületén milyen terhelést visel el, és ez az ido folyamán hogyan változik. Valamint az sem tisztázott, hogy a technológiai eljárás nem változtatja-e meg a fém felületének mechanikai tulajdonságait. A fo probléma a bioaktív anyaggal történo bevonással az, hogy a kecsegteto rövid távú sikerek ellenére, a hosszú távú eredmények nem kedvezoek. 26

Kísérletesen igazolt, hogy egy évvel a beültetés után nagyon jó biomechanikai (Sa = 1,68) és hisztomorfometriai eredmények (BIC= 94%) születek, de mindez az ido múlásával rohamosan romlott (Kettner és mtsai, 1997). Ennek az oka az, hogy a felszínen lévo hidroxilapatit szemcsék gyorsabban szívódnak fel, mint ahogy a környezetben lévo csont ezt pótolni tudná. Így kötoszövetes réteg alakul ki az implantátum és csontszövet között, ami ún. fibroosszeointegrációt és egyúttal az implantátum korai elvesztését eredményezi.

3.6.3.3. Anódos oxidációval eloállított titán-oxiddal (kristályos TiO2 ) történo bevonás Mivel a tantál-oxid rétegeloállítás technológiája a kondenzátorgyártásban ismert volt, sot az eljárást rutinszeruen végezték, a tantál implantátumok tantál-oxiddal történo bevonása nem jelentett különösebb nehézséget. A próbadarabok gyártásánál azonban kitunt, hogy a tantál implantátumok önköltségi ára huszonötször magasabb, mint az azonos formájú titán implantátumoké, tehát meg kellett próbálni ugyanezt az eljárást kidolgozni a titán implantátumok felületén (Szabó és mtsai, 1994). Számos szerzo leírta és bizonyitotta, mind in vivo (Boyan és mtsai, 1995; Mc Alarney és mtsai, 1996), mind in vitro módszerrel (Fini és mtsai, 1999; Larsson és mtsai, 2000), hogy a kialakított oxid réteg – az implantátum felületén – befolyásolja a szervezet válaszát az adott milioben. A titán implantátumok felületén kialakított oxidréteg, az alapfém anyagából, elektrokémiai úton növesztett, hokezeléssel módosított réteg. A réteg vastagsága függ a felület tisztaságától, az elektrolit anyagától, homérsékletétol és a formáló feszültség nagyságától. A kristályos titán-oxid réteg kialakítása ismételt anódikus oxidációval történik. A hokezelés következtében a titán felületén lévo, eredetileg amorf szerkezetu oxidréteg kristályos szerkezetuvé válik, és 300-700 Celsius között anatáz, brookit és végül rutil keletkezik. Ez a védo-passzíváló réteg elektromosan nem vezeto felületté alakul. Pásztázó elektromikroszkópos vizsgálattal megállapítható, hogy a titán-oxid vastagsága 2-2500Å nagyságrendu. Az anódos oxidáció lényege tehát nem a titán felszínen jelenlevo natív oxidréteg vastagítása, hiszen ez egy amorf, átjárható felszín lenne, hanem a titán fémen, a fém anyagából egy új, kemény, stabil, elektromosan szigetelo réteg (TiO 2 ) kialakítása, anódikus „növesztése”. A felületi réteg elonyeihez tartozik a jó csontintegrációs képesség, az ún.”öngyógyuló” tulajdonság spontán oxidáció segítségével és a toxicitás minimális volta (Lausmaa és mtsa, 1985; Szabó és mtsai, 1994; Szabó és mtsai, 1999). Magyarországon Szabó és mtsai ezt a módszert szabadalmaztatták. Az anodikus oxidációt hokezelt (300 °C, 30 perc) titán lemezen, 5%-os nátrium hidrogénfoszfát oldatban, 27

szobahomérsékleten, 0,25 sec idotartamú feszültséglépcsokkel végezték 80 V, az ismétlésnél 79 V feszültség eléréséig. Végül az anodikus oxidálást, mosást, szárítást és a hokezelést megismétlik. A réteg minosége nagyban függ a formáló feszültségtol illetve a hokezelés homérsékletétol és idotartamától (Szabó és mtsai, 1994, 1995, 1999).

3.6.3.4. Titán-oxiddal történo érdesítés A titán-oxiddal történo érdesítés azon alapul, hogy a titán felületén spontán kialakult titánoxid réteget mesterségesen „felduzzasztják”. Titán-oxid annak ellenére, hogy nagyon stabil szerkezetu, savval (HF-val) könnyen eltávolítható a felszínrol. Az érdesítés lényege, hogy a felszínen lévo titán-oxid réteget savval „lemaratják”, de ezzel párhuzamosan elektrokémiai úton újabb, vastagabb oxid réteget visznek fel a felszínre. Ezáltal a szerkezete porózusabb, szivacsosabb lesz. A módszer abban különbözik az elözo fejezetben leírt anódos oxidációtól, hogy itt a folyamatot nem követi hokezelés (Hall és mtsa, 2000; Larsson, 2000). A hokezelés elmaradása miatt a porózus szerkezetu titán-oxid nem alakul ki, hanem a felület kikristályosodik. A Brånemark implantációs rendszer által legújabban létrehozott ún. TiUnite® felszín, a kristályos TiO 2 létrehozásához hasonló módszerrel lett felületkezelve (Hall és mtsa, 2000; Larsson, 2000). Elektrokémiai módon növelik a felületen lévo oxid mennyiséget, de a hazánkban szabadalmaztatott módszerrel ellentétben nem ismétlik meg a hokezelést többször, hanem egyszeri hokezelést alkalmaznak hosszabb ideig, ügyelve a beavatkozás során keletkezo szennyezettség elkerülésére. A Nobel Biocare által kibocsátott ismerteto szerint (Global Forum, International Newletter, 2000), a felszínen mért Ra érték megközelíti a Wennerberg és mtsai által leírt 1,4-es értéket (Wennerberg és mtsai, 2000) és a kitekeréshez szükséges forgatónyomaték érték (removal torque) is 20%-kal nagyobb, mint a savazott felszín esetében (Albrektsson, 2000) és 50%-kal nagyobb, mint az esztergált felszín esetében (Gottlow és mtsai, 2000)

Anyageltávolítással járó módszerek:

3.6.3.5. Savval maratás Az alkalmazott savak: hidrogén-fluorid, salétromsav, vagy kénsav és sósav megfelelo arányú koncentrációjának az elegye. A savak koncentrációja és a savazás ideje, körülménye általában gyártási titok, erre vonatkozólag csak utalásokat lehet fellelni az irodalomban. A legismertebb 28

savazási eljárás által létrejött felület az ún. Osseotite®- felület (Lazzara, 1999). A módszer lényege egy biotechnikai implantátumfelület kialakítása, amelyet termikus savazási folyamatban sósav és kénsav felhasználásával állítanak elo. A kétfázisú savazási folyamat által egy nagyszámú 1-2 mikrométer átméroju mikroérdességet és tubulusokat tartalmazó felület jön létre. Ez a speciális felület segíti elo az implantátum felületén kialakuló (implantáció során keletkezett) vér koagulum retencióját. Ennek jelentosége a gyógyulás korai fázisában van, mivel ezáltal az implantátum felszínének közvetlen közelében oszteogén sejtek érik el az implantátum felszínét és ott képesek lesznek közvetlen csontállomány kialakítására. Sullivan és mtsai az Osseotite® felület esetében 96,6 %-os sikerszázalékot dokumentáltak (Sullivan és mtsai, 1997). Más savazási eljárások esetében is kiváló eredményeket kaptak a kutatók. Klokkevold és mtsai négyszer nagyobb kihajtási forgatónyomatékot (removal torque) mértek, mint az esztergált felszín esetében (Klokkevold és mtsai, 1997; Cordioli és mtsai, 2000). Wennerberg és mtsai profilométeres vizsgálatai alapján a savazott felület paraméterei (Sa = 1,9; Scx = 12,3; Sdr = 1,42) nagyon megközelítik az ideálisnak mondott értékeket (Wennerberg, 2000). Állatkísérletek eredményei is ezt igazolták, hisz ez az érték (BIC) 3 hónapos gyógyulási ido után 88% volt (Cordiolli és mtsai, 2000). Baker és mtsai állatkísérletes vizsgálata szerint a savazott- felület esetében kezdodik el leghamarabb a csontképzodés (Baker és mtsai, 1998). Humán kísérletekkel is igazolták Trisi és mtsai, hogy a savazott felszín esetében sokkal nagyobb a csont- implantátum kapcsolat (BIC) százalékos értéke, mint az esztergált felszín esetében (Trisi és mtsai, 2002). E módszer elonyének tartják a korai terhelhetoség lehetoségét. A másik nagy elonye minden savazási eljárásnak, hogy nagy felületi tisztaság érheto el vele, mivel a sav lemarja a felszín legkülso rétegét. Hazai implantológiai gyakorlatban legismertebb savazott felülettel ellátott implantátum a Camlog® implantációs rendszer egyes fajtái.

3.6.3.6. Polírozás Polírozás során az esztergált felületnek az egyenetlenségét küszöbölik ki polírgép segítségével. Az esztergált felszínen mért 5-8 mikronos egyenetlenségek, barázdák 100 nanométeressé válnak. A felszín sokkal simábbá és felszíni szennyezodésektol mentessé válik. A jobb nyálkahártya adaptáció és a kisebb plakk akkumuláció miatt fejlesztették ki. Ezt a felületet, - ugyanúgy, mint az esztergáltat,- referencia felületként alkalmazzák összehasonlító vizsgálatok során.

29

Anyagtranszport mentes módszerek

3.6.3.7. Esztergálás A plazmaszórással együtt a klasszikus felületkezelési eljárásokhoz tartozik. Tiszta titán csavarimplantátumok

felületmodifikáció

nélküli

kezelése.

Az

implantátum

felületét

esztergagép munkálja meg. Az esztergált felszínt nagyon gyakran referenciamintaként alkalmazzák az összehasonlító kísérletekben. Az esztergált felszínrol szóló irodalmi beszámolók, mindig eros, masszív csontképzodést írnak le az implantátum körül, ami stabil implantátum-csontszövet kapcsolatot eredményez (Lill és mtsai, 1992). Elsosorban a nagy tisztaságú titánból készült Brånemark® implantátumokra jellemzo ez a mechanikus felületmegmunkálás. 1965-ben ültetek be elso alkalommal Brånemark® implantátumot humán állcsontba és - azóta nem sokat változtatva a rendszeren, - több mint 9 millió ilyen típusú implantátumot helyeztek még be a betegek fogászati rehabilitációja érdekében (Nobel Biocare Österreich, 1999; Rateitschak és mtsai, 1994). Az esztergált felszín egyenetlenségei 5 mikrométer profil mélységuek. A felületén 5-8 mikrométer

távolságban,

kissé

szabálytalan

elrendezésben,

de

párhuzamosan

futó

mikrobarázdák figyelhetok meg. A barázdák távolsága és mélysége egyenletes. A profilométer segítségével mért három legjellemzobb adat; Sa = 0,836, Scx = 8,38 és az Sdr = 1,3 értéket mutat (Wennerberg és mtsai, 2000). Az irodalomban meglehetosen széles intervallumban jelölik meg az esztergált felszín Ra értékét (0,08 – 4,7 mikrométer) (Uitto és mtsai, 1997). A csont- impantátum kapcsolat (BIC) 39/47 %-os Ericsson és mtsai szerint, és 50/50 %-os Wennerbergék szerint (Ericsson és mtsai, 1994; Wennerberg, 1997). Állatkísérletes vizsgálatoknál ez az érték 3 hónap után 62% volt (Cordiolli és mtsai, 2000). Hátrány, hogy a felületen számos helyen sze nnyezodések, forgácsmaradványok figyelhetoek meg.

3.6.3.8. Homokfúvás Itt az implantátum felületének kialakításánál nem bevonatot képeznek, hanem magának az implantátumnak az érdesítését, morfológiájának megváltoztatását végzik. Az érdesítéshez általában alumínium-oxid port alkalmaznak és ezt a felületre nagy sebességgel ráfújva, a becsapódó szemcsék egyenetlenségeket hoznak létre (3. ábra). Különbözo méretu szemcsenagysággal „bombázhatják” a felszínt (25, 75, 250 mikrométer)

30

3. ábra: Homokfúvás

Wennerberg és mtsai. állatkísérletekkel igazolták, hogy a kisebb szemcsenagyság kedvezobb csontintegrációt eredményez, mint a nagyobb szemcseméret és javasolták a 75 mikrométer nagyságú szemcsék alkalmazását (Wennerberg és mtsai, 1998). Az

optikai

profilométer

segítségével

mért

adatok

szerint

a

25

mikrométeres

szemcsenagysággal kezelt felszín esetében az Sa érték = 1,13; Scx = 9,78 és a Sdr = 1,39, míg a 75 mikrométeres szemcsenagyság esetében ezek az értékek a következoek: Sa = 1,38 ; Scx = 11,62; Sdr = 1,47 ( tehát nagyon megközelítik az ideálisnak mondott paramétereket). A 250 mikrométeres szemcsenagyság esetében az Sa = 2,15; Scx = 13,54; Sdr = 1,79 (Wennerberg és mtsai, 2000). A csont – implantátum kapcsolat (BIC) átlagosan 62/62 %-os (mandibula/maxilla arány)(Wennerberg, 1997). Állatkísérletes vizsgálatok során ez az érték 3 hónap után 71% volt (Cordiolli és mtsai, 2000). Az eljárás hátránya, hogy a homokfúváshoz használt anyag felületi szennyezodést idézhet elo, ezért az implantátum savazása, tisztítása elengedhetetlen. Hazai gyakorlatban a legismertebb homokfúvott felszínnel rendelkezo rendszer az Uniplant SP® és a DenTi®.

3.6.3.9. Lézeres felületkezelés A lézer (LASER = Light Amplification by Stimulated Emission of Radiation) fényerosítés indukált sugáremisszió útján jön létre. A lézerek három alapveto részbol állnak: 1, lézeranyag 2, optikai rezonátor 3, energiaforrás. (4. ábra)

31

4. ábra: A lézerkészülék részei

A lézeranyag halmazállapota lehet gáz, folyadék vagy szilárd, és mindig tartalmaz olyan atomot,

iont

vagy

molekulát,

melynek

energianívórendszerében

létrehozható

a

populációinverzió jelensége. Ez egy olyan „természetellenes” helyzet, amikor több elektron tartózkodik a magasabb energiájú metastabil állapotban, mint ahány az alacsonyabb energiaszinten. Az optikai rezonátor olyan optikai rendszer, amelynek két végén tükör, közöttük pedig a lézeraktív anyag helyezkedik el. A tükrök merolegesen állnak az optikai rendszer tengelyére, távolságuk a lézerfény hullámhossza felének egész számú többszöröse. Az elso tükör teljesen visszavero, a másik részben átereszto. Ez utóbbin lép ki a lézersugár. Az energiaforrás le het xenon villanólámpa vagy elektromos kisülés. A lézeranyag gerjesztése az ún. energiapumpálás. Ennek hatására sok elektron kerül metastabil állapotba és az innen képzodo fotonok indítják el a lézermuködést. Ha egy ilyen foton a lézer tengelyével párhuzamosan – a tükör tengelyére merolegesen – indul, a tükrök között ide-oda verodik, és az útja során ismételten indukált emissziót vált ki. Ezáltal egyre több foton halad a rezonátor tengelyével párhuzamos nyalábban. Ezek a tökéletesen visszavero tükrön vissza verodnek, a részben átereszto tükrön egy részük, mint lézernyaláb kilép. A lézerfény monokromatikus, rendezett, párhuzamos sugarakból áll (Gáspár-Kásler, 1996). Az implantátum lézeres felületkezelését egy számítógép által vezérelt speciális készülék végzi. Az általunk vizsgált -és a KFKI-ban (Központi Fizikai Kutató Intézet) eloállított – lézeres felületkezelések esetében neodínium-üveg lézert alkalmaztunk, ahol a kibocsátott lézersugár hossza 1054 nm, energiája 0-3 J/impulzus és a sugár által „kezelt” felszín nagysága 2 négyzetmilliméter. A Nd-üveg egy kamrában helyezkedik el, alatta és felette xenon lámpák vannak. A lámpák villanása gerjesztést idéznek elo a Nd-üvegben, amelybol a gerjesztések során többletenergiával rendelkezo fotonok lépnek ki.

32

A kamra elott és mögött forgótükrök találhatók, amelyek párhuzamos állása esetén (és csak ekkor) jöhet létre a lézer fény kibocsátása. A fénysugarat egy domború lencse gyujti össze és fókuszálja a vákuumkamrában (104 torr) elhelyezkedo implantátumra, amely eközben folyamatos emelkedo-forgómozgást végez. Erre azért van szükség, hogy az implantátum minden egyes pontját elérje a lézersugár. A lézerfény hatására az implantátum felületén rövid ido alatt nagy teljesítménysuruség alakul ki (107 W/mm2 ). A felszíni homérséklet elérheti az 5000-6000 o C-ot is, amely a besugárzás idotartamának a végéig 50-100 mikron mélységu, olvadt felületi réteget hoz létre.

3. táblázat: Nd - üveg lézer fizikai paraméterei Hullámhossz

1054 nm

Energia

0-3 J / impulzus

Teljesítmény

107 W/mm2

Besugárzási terület

2 –3 mm2

Besugárzási mélység

50 –100 µm

Felszíni homérséklet

5 – 6000 o C

Felületi elemek nagysága

1 – 60 µm

A kezelés vákuumban, vagy célszeruen választott gázatmoszférában történik. A felület legkülso rétegének homérséklete mégis viszonylag alacsonyabb a nagymértéku elpárolgás miatt, ezért a felszín alatti magasabb homérsékletu anyag mintegy ”lerobbantja” a külso réteget. Az oldott gáztartalom buborékok formájában, krátereket hagyva maga után, elhagyja a felszínt. A besugárzás végeztével az olvadt anyagréteg, az implantátum érintetlen, hideg tömegének a hatására néhány nanoszekundum alatt ismét megszilárdul és morfológiájában megorzi az olvadt állapot utolsó pillanatában jelenlévo felületi alakzatokat, amelyek mérete tipikusan a 10-60 mikrométeres tartományba esik. A szilárd állapotban is folytatódó szupergyors lehulés hatására dendrites kristályformák jelennek meg az 1-10 mikronos mérettartományban, tovább fokozva a morfológia sokszínuségét. A lézerrel kezelt felület jellegzetes morfológiát mutat; szabályosan elhelyezkedo, hullámzásszeru elsodleges struktúra figyelheto meg pásztázó elektronmikroszkóp alatt egymástól 30-60 mikron távolságban. A hullámtaréj 30-50 mikrométeres kiemelkedést mutat.

33

Látható az ún. körte formájú másodlagos struktúra is, amelynek nagysága 10-15 mikrométer és a felszíni dendritek, melyek a mikrométer vagy annál is kisebb harmadlagos struktúrát alkotják. (Gaggl és mtsai, 2000). 1. kép: Nagy teljesítményu lézerrel kezelt felszín profil SEM képe 1000-szeres nagyításban

Másik lehetséges fajtája a lézereknek, - amelyeket felületkezelésre használhatnak - az ún. excimerlézerek (Spiekermann, 1994), amelyek a nem termikus lézerek csoportjába tartoznak (nem hohatáson alapul az alkalmazásuk, hanem mechanikai behatásokat okoznak).

Az excimer lézersugár a beérkezés helyén igen erosen abszorbeálódik, és a célba vett közegben az elektronokat és molekulatöredékeket kiszakítja a környezetbol. A felületen kialakult üregek átméroje 20µm átlagosan, míg mélységük 10µm-es (Bereznai és mtsai, 2003). Minthogy a kölcsönhatás rövid ideig tart, nagy fotoenergia és nagy teljesítménysuruség mellett történik, nem kíséri számottevo környezeti felmelegedés. Bonyolult technikai háttere miatt az excimerlézerek eloállítása nagyon költséges (Gáspár-Kásler, 1996). Az általunk alkalmazott lézerrel kezelt felület fobb jellemzoi: nagy felületi tisztaság (az alkalmazott vákuum, illetve az eredeti felületi réteg elpárolgása miatt) és a kedvezo felületi morfológia. A felület zárt üregektol és zárványoktól mentes, amely túlélo bakteriális gócokat nem tartalmaz. Éppen azért, mert a legtöbb felületkezelési eljárás legnagyobb problémája a felületi szennyezodés elkerülése, érdemes nagyobb hangsúlyt és figyelmet fordítani a jövoben a lézeres felületkezelésre. Ez a módszer képes tökéletesen kiküszöbölni, hogy az implantátum és a csontszövet közé szennyezodés kerüljön.

34

A hazai implantológiai ipari termelésben történtek már kísérletek lézeresen felületkezelt implantátumok

eloállítására,

de

hosszú

távú

tapasztalatokkal

nem

rendelkezünk.

Állatkísérletes és egyéb vizsgálataink kecsegteto eredményeket mutattak. Az ismertebb implantációs rendszerek közül a SIS® implantátum rendelkezik lézeres felülettel (Gaggl és mtsai, 2000). A lézeres felületkezelésrol az irodalomban csekély mennyiségu adatot lehet fellelni. Gaggl és mtsain és a mi kutató csoportunkén kívül, még a Szegedi Egyetem munkacsoportja foglalkozott lézeresen felületkezelt felszínek morfológiájával (Thurzó és mtsai, 2003) . Több kutatásra való utalást ebben a témakörben az irodalomban nem találtam.

Kombinált módszerek

3.6.3.10. Homokfúvás és savazás kombinált használata (SLA) A kombinált módszerek közül a legismertebb eljáráshoz tartozik az SLA- felszín, amikor is két metódust ötvöznek, azok elonyös tulajdonságainak kihasználására. Említésre méltó módszer azért is, mert ez az egyetlen olyan kombinált eljárás, amit iparilag is eloállított, humán implantátumok felületén is alkalmaznak. Buser és mtsainak megfigyelése alapján kijelenthetjük, hogy a közepes (75 mikrométer szemcsenagysággal) méretu Al2 O3 – dal érdesített felület esetén csak a sósavas/kénsavas maratás vezet gyakorlatilag a korund részecskék teljes eliminálásához. Minden más szemcsenagyság esetében és más maratási módszerrel (salétromsav/folysav) elégtelen eredményre jutottak (Buser és mtsai, 1999). Ugyancsak ennek a munkacsoportnak az állításaira hagyatkozva kijelentheto, hogy az SLA felszín esetében 125%-kal nagyobb a csontimplantátum kapcsolat (BIC), mint a csak savazott felszín esetében (Buser és mtsai, 1998). Ennek ismeretében vezeték be a kilencvenes években az ún. SLA felületeket. A göteborgi munkacsoport az elmúlt években intenzíven foglalkozott 3D-s optikai profilométeres vizsgálatokkal, ahol Wennerberg és mtsai elemezt ék a kereskedelemben kapható legfontosabb implantátumok felületét. Leírt eredményként és tényként kezelhetjük, hogy a „modern” felületek Sa értéke (két dimenzió esetén Ra értéke) 0,9 és 1,4 mikrométeres tartományba esnek. SLA-felszín esetében a mért Sa érték 1,42 volt, míg ugyanez a TPS- felület esetében 2,1 értéket mutatott (Wennerberg, 1998). Ami azt jelenti, hogy kevésbé érdesek, mint a TPS bevonat vagy a 250 mikronos Al2 O3 -dal homokfúvott felszín. 35

Ezért alkalmazzák mostanában a modern felületeknél a „mikroérdes” jelzot. A mért csontimplantátum kapcsolat (BIC) értékek is jóval kedvezobbek voltak, mert a TPS- felszín esetében 52%-os (alsó állcsont) / 78 %-os (felso állcsont), míg a SLA- felszín esetében 72/72 % eredményeket kaptak. Ez a gondolat vezette az ITI-Straumann® implantácós rendszert forgalmazó céget is arra, hogy a TPS felület kialakítás mellet, újabban SLA felületu implantátumokat is forgalmazzon. Buser szerint e felületnek nemcsak a nagy felületi tisztaságban van elonye, hanem a korai terhelhetoségben is. Az ilyen felületi réteggel ellátott implantátumoknál - a tradicionálisan elfogadott 3–6 hónapos gyógyulási ido helyett - elégségesnek tartják a 2 hónapos várakozási idot (Buser és mtsai, 1998; Cochran és mtsai,1996, 2002).

3. 7. A felületi morfológia vizsgálati módszerei A felületi morfológiai vizsgálatoknak számos módszerét leírták már az elmúlt évtizedekben és ezeknek a rendezésére és áttekintésére én a Wennerberg és Albrektsson által leírtakat tartom a leghasznosabbnak és leglogikusabbnak. A morfológiai vizsgálatokat mechanikus és felületanalitikai (optikai) módszerekre, és ezeknek a kombinációjára osztották fel (Wennerberg és Albrektsson, 2000). Itt a mechanikus és felületanalitikai (optikai) jelzo a használt módszerre vonatkozik. Szokták osztályozni a vizsgálati módszereket az alapján, hogy a felszíni morfológiának milyen tulajdonságát vizsgálják vele. Így beoszthatóak kémiai analízisre (XPS, AES, SIMS), és fizikai paramétereket vizsgáló (CPM, SEM) módszerekre. Vannak szerzok, akik a szerint csoportosítják a módszereket, hogy azok mennyiségi vagy minoségi tulajdonságokat vizsgálnak-e. Valamennyi vizsgálati módszerre jellemzo, hogy valamilyen módon beavatkoznak a kísérleti minta állapotába, megza varják annak egyensúlyát. Ha megfigyeljük az anyagnak erre a „zavaró” tényezore adott válaszát, akkor számos információt nyerünk annak tulajdonságairól. Erre a beavatkozásra használhatunk mechanikus, ho, elektromos erot, vagy mágneses mezot, illetve besugárzást (proton, elektron, atom, ion, molekula).

36

3.7.1 In vitro vizsgálatok mechanikai módszerrel

3.7.1.1 MCP (Mechanical Contact Profilometer) Az alkalmazott eszköz, a mechanikus kontakt profilométer (MKP), ahol egy konzolra erosített gyémánttu állandó sebességgel halad az implantátum felületén. Számítógép méri a tu horizontális és vertikális irányú elmozdulását, ami a monitoron meg is jelenítheto (5.ábra). A tu átméroje 2-10 mikrométer és derékszögben hajlik a konzolhoz képest.

5. ábra: Mechanikus kontakt profilométer sematikus rajza

Az implantológiai kutatásokban a muszert elsosorban cilindrikus és sima felszínu mintákon alkalmazzák. A módszer elonye, hogy nagy a horizontális irányú letapogatása (100 x 100 mm), és a vertikális irányban is jelentos (8 mm) mérési tartományban dolgozik. Hátránya, hogy csavarimplantátumok esetében nem mindig használható, mert a tu átméroje nagyobb lehet, mint az esetleges morfológiai elemek közötti távolság, valamint az implantátum anyagának keménysége is befolyásolja a mérési eredményt. Ha a felszíni anyag túl lágy, akkor a tu rongálhatja azt

3.7.2 In vitro vizsgálatok felületanalitikai (optikai) módszerekkel

A módszerek alapja, hogy valamilyen ún. elsodleges részecskével (fotonokkal, elektronokkal, ionokkal) gerjesztik a minta felületét, amely egy olyan fizikai folyamatot indít be, aminek az eredményeképpen ún. másodlagos részecskék mozdulnak el vagy szabadulnak ki az anyagból. 37

Ezek valamilyen tulajdonságát mérve (energia- megoszlás, töltés, szögeloszlás) adatokat kaphatunk a felület milyenségérol.

3.7 .2.1 XPS (X-ray Photoelectron Spectroscopy) Az utóbbi idoben újabb és újabb felületvizsgálati módszereket fejlesztettek ki. Ezek közül kétségtelenül

kiemelkedik

fotóelektronspektroszkópia,

a gyors

röntgen

és

elterjedésével

ultraibolya és

sugárzással

széles

köru

gerjesztett

használatával,

alkalmazhatóságával. A fotóelekronspektroszkópia alkalmas szilárdfelületek, gáz- és folyadékminták vizsgálatára. Két fo ága van: a röntgengerjesztéses (XPS) és az ultraibolya gerjesztéses (UPS). A módszer kidolgozása Siegbahn nevéhez fuzodik (1967). Késobb még sokan foglalkoztak ezzel az eljárással, egyre jobban megismerték, továbbfejlesztették, így mára az egyik leggyakrabban használt és leghatékonyabb felületanalizáló módszerré vált (Kawahara és mtsai, 1996). A minta felszínét röntgensugárral bombázzák, melynek hatására fotóelektronok szabadulnak fel és lépnek ki az anyagból. Ez akkor jöhet létre, ha a beérkezo foton energiája elég nagy ahhoz, hogy ezt átadva az elektronnak, annak kilépését okozza. Ezután az elektronnak többlet energiája keletkezik, amit kinetikus energiának nevezünk, és a következoképpen számolhatunk ki: Ekin = h?-Eb -F s, ahol az Ekin a kinetikus energia, a h? a beérkezo foton energiáját jelöli, az Eb a fotóelektron kötési energiája, míg a F s a muszerre jellemzo állandó. A kibocsátott másodlagos részecskék energiáját mérjük, egy nagy felbontóképességu spektrométerrel. Az XPS alkalmas a felületi réteg kémiai összetételének (0,1 - 1 atom%-os kimutatási határ mellett) és kötésállapotának meghatározására. A kötési energia különbségek alapján pl. a Ti, TiO, Ti2 O3 és TiO 2 fázisok különböztethetok meg egymástól. Az

XPS

méréseket

ultranagy

vákuum

körülmények

között

végzik.

A

mintát

röntgensugárzással gerjesztik, és az ismert energiájú röntgen fotonok által a mintából kiváltott fotoelektronok energiáját mérik. Az XPS mérések során az eredmények a minta legfelso néhány atomi rétegébol származnak, tehát a módszer információs mélysége 1-2 nm. E módszer nagy elonye az, hogy nem roncsolja a minta felületetét (a fotonok nem okoznak fizikai, kémiai átalakulást). Az egyetlen elem, amely a módszerrel nem detektálható, a hidrogén.

38

Fogászati implantátumok felületianalízisére ezzel a módszerrel eloször a kilencvenes évek elején került sor (Kuliralo és mtsai, 1991), majd aztán sokan nem csak a felszínen lévo kémiai elemek kimutatására (Morra és mtsai, 2003; Zhang és mtsai, 2001, Sawase és mtsai, 1998), hanem a felszíni szennyezodések detektálására is bevetették ezt az eljárást (Mouhyi és mtsai, 1998; Arys és mtsai, 1998) A módszer legnagyobb elonye, hogy segítségével megfelelo gerjesztoforrás alkalmazása esetén mind a törzselektronok, mind a vegyértékelektronok vizsgálhatók.

3.7.2.2 AES (Auger Electron Spectroscopy)

A módszer megalkotója Pierre Auger. Az alapfolyama t nagyon hasonló az XPS-hez, azonban itt egy összetettebb folyamat játszódik le. A minta felületét elektronsugárral gerjesztik és a kilépo másodlagos részecskék kinetikus energiáját mérik (Francois és mtsai, 1997) A primer részecske hatására egy atom ionizálódik és a kapott többletenergiával kilép a mintából; helyén egy szabad terület (lyuk) marad vissza az adott energiaszinten. Az ún. Auger-reakció valójában akkor kezdodik, amikor egy magasabb szinten lévo elektron betölti a szabadon maradt helyet és mive l az elektron az alacsonyabb szintre ugrik, ennek hatására energia szabadul fel. A többletenergia vagy fotonként emittálódik, vagy egy másik elektron formájában - ha ez az energia megfelelo nagyságú – felszabadul az anyagból. Ez az ún. Auger-elektron, melynek az energiája attól függ, hogy melyik elektron vett részt a folyamatban és milyen energiaszintek között mozgott. Ez egy ún. CCV – folyamat (core-corevalence), mert az elso két elektron ún. magelektron, míg az Auger–elektron vegyértékelektron (Kawara és mtsai, 1996; Giber, 1987). Itt is egy elore megadott, tapasztalati úton meghatározott táblázat segítségével adhatjuk meg az elemek koncentrációját. Ez a módszer is felületérzékeny és – az XPS-hez hasonlóan – szögfüggo, azaz a másodlagos részecske mintából való kilépési szöge minél nagyobb, annál jobb lesz a felületérzékenysége.

3.7.2.3 SIMS (Secondary Ion Mass Spectroscopy)

A módszer alkalmas a felületi oxidréteg vastagságának és homogenitásának meghatározására, valamint nyomelem mennyiségben [ppm] jelenlevo szennyezok és ötvözok kimutatására. A SIMS mérések során ultranagy vákuum körülmények között (2x10-7 Pa-nál kisebb nyomás mellett) a minta felületét nagy energiájú argonnal (Ar+) bombázzák, majd az Ar+ nyaláb által 39

a felületbol kiporlasztott szekunder ionok tömegszám szerinti analízisét végzik. Az ionok szétválasztására kvadrupól tömegspektrométert használnak. A SIMS vizsgálat során az eredmények a minta legfelso néhány atomi rétegébol származnak, tehát a módszer információs mélysége 1-2 nm.

A vizsgált minta felülete akár atomi rétegenként is “lemarható”, így a különbözo mélységben levo rétegek összetétele meghatározható. A módszer hátránya az, hogy roncsolja a felületet (az ionbombázás során a felület lekopik). Ez a módszer a hidrogén detektálására is alkalmas (Giber, 1987; Suba és mtsai, 2003).

3.7.2.4. SEM (Scanning Electron Microscope)

A fénymikroszkóp feloldóképességének az objektív apertúrája és a látható fény hullámhosszúsága 0,25 mikrométernél határt szab. Ezért ha ennél kisebb struktúrát szeretnénk megfigyelni, akkor ajánlatos az elektronmikroszkópot igénybe venni. A hullámhossz nagymértékben csökkentheto elektronsugár alkalmazásával, amely korpuszkuláris jellege mellett a gyorsítófeszültség négyzetgyökével fordítottan arányos hullámhosszúságú és egyenesen arányos sebességu hullámmozgást képvisel. Az elektronmikroszkóp felbontóképessége kb. ezerszerese a fénymikroszkópénak (0,25 nm), az elektronok áthatolóképessége csekély, és már 0,1 mikrométer vastag anyagban – annak felmelegedése közben – teljesen elnyelodnek (Krutsay, 1999). A pásztázó (scanning) elektronmikroszkópban egy generátor által vezérelt elektronsugár a katódporlasztás útján vezetové tett minta felszínét „tapogatja le” pontról pontra. Vele szinkronban halad a készülék képmegjeleníto katódsugárcsövének ernyojét pásztázó sugár. A mintába csapódó elektronok hatására kisebb energiájú szekunder elektronok válnak ki. Ezeket egy detektor összegyujti és mennyiségi változásukat elektromos jellé alakítja. A felerosített jelekkel a katódsugárcso elektronsugarának fényerosségét modulálják, így az ernyon megjelenik a minta felszíni képe (a sok szekunder elektront kibocsátó helyek világosabbnak látszanak) (Rontó-Tarján, 1991).

A pásztázó elektronmikroszkóp a felszíni

topográfiai vizsgálatokra nem alkalmas, mert csak két dimenzióban jeleníti meg a felszínt, azonban kiválóan alkalmas összehasonlító morfológiai elemzésekre (Gaggl, 2000; Wennerberg, 2000). Éppen ezért a leggyakrabban alkalmazott módszer a felület minoségi paramétereinek a leírására. Segítségével felkereshetoek az olyan felületi elemek, amelyekkel jellemezhetoek az egyes felületkezelési eljárások. A SEM elonye, hogy a gyakorlatban 40

könnyen alkalmazható, viszonylag könnyen hozzáférheto vizsgálati módszer, és lehetoséget ad a felületek látható leírására (Cook és mtsai, 1986; Carlsson és mtsai, 1988; Brunette és mtsai, 1988; Cochran, 1994). Ezért nagyon sok felületkutatási leírásban hivatkoznak erre a módszerre. Ezzel a módszerrel leggyakrabban a felszíni paraméterek kétdimenziós méreteit mérik. (Wennerberg és mtsai, 2000). Listgarten és mtsai szerint a SEM alkalmasabb eljárás a felület kétdimenziós leírására, mint a CPM, mert az ott alkalmazott tunek az átméroje komoly gátakat szabhat a vizsgálatoknak (Listgarten és mtsai, 1992). Hátránya, hogy a nem vezeto felszínt arannyal vagy más elektromosan vezeto fémmel be kell vonni (Goldstein és mtsai, 1981).

3.7.2.5 Top Scan 3D A készülék konfokális lézerfény segítségével a mintát a tér három irányában (x, y, z) letapogatja és megjeleníti a számítógép monitorján (6. ábra). A Top Scan 3D horizontálisan 2x2 mm-es területet tud értékelni, míg vertikálisan 108 mikrométerig mér (Stout és mtsai, 1993). A módszer elonye, hogy azt a csavarimplantátumok esetén is sikeresen lehet alkalmazni, az implantátum bármely területén. Általában gyorsabb és jobb eredményeket ad, mint a mechanikai módszerekkel történo mérések, és nem rongálja az implantátum felszínét. Hátránya a kis mérési tartomány. Elsoként Wennerberg és mtsai használták 1992-ben felületanalízisre (Wennerberg és mtsai, 1992)

6. ábra: Top Scan 3D sematik us rajza

41

3.7.3 In vitro vizsgálatok mechanikai és felületanalitikai (optikai) módszerek kombinációjával

3.7 .3.1 AFM (Atomic Force Microscope) A készülék a felület nanostruktúráját jeleníti meg 3 dimenzióban. Ez a módszer atomi részekbe menoen teszi lehetové a struktúra vizsgálatát. (Az eljárás során a mintára merolegesen 0,1 – 0,3 nm távolságban egymást követo parallel vonalak mentén egy különlegesen hegyes (pl. volfrámból, szilíciumból készült) tu mozog, amely ily módon végig pásztázza az egész mintát. A készülék muködésére nincs szükség külso elektronforrásra, a kvantummechanika alagútjelenségén alapul. A felületi atomok elektronjai nagy valószínuséggel a felületen túl is megtalálhatóak, következésképp az elektronfelho a felületet záró elektromos potenciálgáton át alagúthatás révén átterjed a tu és a minta közötti térrészbe. Ha a tu és a minta közé, mint elektródokra, néhány mV feszültséget kapcsolunk, akkor nA erosségu elektronáram, ún. alagútáram jön létre. Minthogy a felho surusége a felhotol távo lodva exponenciálisan csökken, az alagútáram is igen érzékenyen változik a hézag nagyságával. Ennek leírásáért 1986-ban fizikai Nobel díjat kapott megosztva Ernst Ruska és a Gerd Binnig - Heinrich Rohrer kutatópáros. A tu ideoda mozogván követi a minta felületét és megalkotja annak az ún. elektrontérképét. Mozgását számítógép dolgozza fel, és képernyon megjeleníti. A felbontása megközelítoleg hosszában 10pm, vertikálisan 1 pm, a mérési terület pedig kb. 100x100 mikrométer (Placko és mtsai, 2000). A maximális magasság, amit mérni tud az kb.6 mikrométer (Wiesendanger, 1994). A megjelenített diagramokon ún. „dombocskák” (hillock) és dendrites struktúrák láthatóak. Ezeknek a méretébol és arányaiból lehet következtetni a felület morfológiájára (Sawase és mtsai, 1999). A lézeres felületkezelés sajátossága, hogy nanométeres tartományba eso struktúrák jelennek meg a felszínen, így AFM-vel a felület vizsgálható.

42

3.7.4

In vivo vizsgálati módszerek

3.7.4.1 Push – out teszt Az implantátum – csont kapcsolat terhelhetoségének kvantitatív értékelésére és az implantátumok geometriai jellemzoi hatásának (függetlenítve a csontintegráció során ható rendkívül bonyolult biológiai és kémiai hatásoktól) mérésére gyakran használt módszer a push out teszt (Ogiso és mtsai 1998; Svehla és mtsai, 2000). A pull-out és a removal torque tesztek mellett az egyik legismertebb mechanikai alapú teszt (Perényi és mtsai, 2002). A kísérleti állat megfelelo csontjába transzkortikálisan beültetett implantátumot a környezo csonttal egy tömbben eltávolítják. Ezt méroberendezésben rögzítik, majd az implantátumot egyenletes sebességgel (0,5-2 min/mm) az implantátum tengelyében mozgó kinyomótüskével a csontból kinyomják. A kiszakításhoz szükséges ero nagyságát mérik (Perényi és mtsai, 2002). Az csontintegráció általi rögzítettség jellemzésére, az egységnyi felületre számított erot, azaz ero/felület képlet szerint számítható feszültségértéket is használják. A klasszikus push-out teszttel az implantátumok tengelyével megegyezo irányú, a tengelyirányra meroleges felszínen ható erok hatását vizsgálják. Ezzel a módszerrel jellemzoen az implantátumok geometriai különbözoségének (hossza, átméroje, kónuszoltsága) a hatását elemezhetjük.

3.7.4.2 Removal torque teszt (Kihajtási forgatónyomaték mérése) Az irodalomban ez a lege lfogadottabb és leggyakrabban alkalmazott mechanikus mérési módszer, annak érdekében, hogy megállapítsuk a csont- implantátum kapcsolatának mértékét és azt számszeruen jellemezni is tudjuk (Cordiolli, 2000; Han, 1998; Perényi, 2002; Sennerby, 1992; Sullivan,1996; Wennerberg, 1996). Ezt a módszert állatkísérletek során az elore megtervezett sebészi módszerrel a kísérleti állat (leggyakrabban nyúl, de lehet majom, és kutya) valamelyik vastagabb csontjába (femur, tibia, mandibula) helyezett tesztimplantátumok csontosodásának a mérésére használják. A megfelelo gyógyulási idot kivárva (irodalomban leggyakrabban 6 hét, és 3 és 6 hónap szerepel) egy speciális muszer segítségével kitekerik a már csontosodott implantátumot a csontból, és közben mérik az ehhez szükséges forgatónyomaték mértékét (Sennerby és mtsai, 1992; Cordiolli és mtsai, 2000). A muszer által mutatott értéket egy elore meghatározott táblázatba behelyezve megkapjuk a forgatónyomaték Ncm-ben mérheto értékét. Removal torque teszt nagyon elterjedt módszer az állatkísérletes modellek esetében.

43

Megfeleloen elokészített kísérleti körülmények esetén pontos méréseket végezhetünk arra vonatkozólag, hogy milyen mértéku a tesztimplantátum csontosodása. A kitekeréshez szükséges nyomatékot minden esetben Ncm-ben szokták megadni.

Állatkísérletes modellen igazolták a removal torque teszt segítségével azt, hogy vastagabb kortikális állománnyal rendelkezo csontoknál gyorsabban végbe megy a csontosodás, de az ido múlásával (6 hét és 6 hónap között) ez a folyamat stagnál. A kevesebb kortikális, de vastagabb veloállománnyal rendelkezo csontoknál a csontosodás késobb kezdodik, de a hatodik hónapig folyamatosan no és nagyobb értéket mutat, mint a vastagabb kortikális állománnyal rendelkezo csont esetében (Sennerby és mtsai, 1992). Ezért a kísérleti állatokban javasolják a tesztimplantátumok femurba vagy mandibulába történo behelyezését. E két csont anatómiailag megfelel az elvárásoknak. Ezzel a módszerrel igazolták azt a tényt is, hogy a tiszta fém titánnak sokkal jobb a csontintegrációs képessége, mint a leggyakrabban alkalmazott ötvözetének (TiAl6 V4 ) (Han és mtsai, 1998). A removal torque teszttel a különbözo módon felületkezelt implantátumok csontosodásának különbözoségét vizsgálják a leggyakrabban (Carlsson és mtsai, 1986; Cordiolli és mtsai, 2000).

Az irodalomban elterjedt nézet, hogy 20 Ncm feletti értékeknél már

csontintegrációról, míg ez alatti értékek esetében csak kötoszövetes gyógyulásról beszélhetünk (Han és mtsai, 1998; Sullivan, és mtsai, 1996). Wennerberg 1996-ban megírt Doktori Értekezésében összehasonlító vizsgálatot végzett a különbözoen felületkezelt felszínek kihajtási forgatónyomaték (removal torque) értékeire vonatkozólag. Az általa vizsgált 25 mikrométer nagyságú TiO 2 -val és a 25, 75, 250 mikrométeres Al2 O3 -val homokfúvott felszíneket (esztergált felszín volt a referencia) hasonlította össze, különbözo gyógyulási ido után. A kapott eredmények alapján jelentette ki, hogy a homokfúvás esetén a kisebb szemcsenagyság az eredményesebb, bár mindegyik felület esetén, mind 3 hónap után, mind 1 év után 30 Ncm–nél nagyobb forgatónyomatékot kapott, ami már megfelelo csontintegrációs érték (Wennerberg, 1996).

44

3.8. A befogadó csontszövet szerkezeti sajátosságai 3. 8.1 A csontszövet szerkezete Ahhoz, hogy az implantátum – csont kapcsolatát, a csontintegráció lényegét megértsük nem elég csak az implantátum felületével, hanem a csontszövet szerkezeti adottságaival, növekedésével és átépülésével is meg kell ismerkednünk. A csontszövet a támasztó szövetek legkemé nyebb fajtája. Sajátosságát a benne nagy mennyiségben lerakódott mészsónak köszönheti. A támasztószövetek többi fajtáihoz hasonlóan sejtekbol és sejtközötti vagy alapállományból épül fel. A csontsejtek (osteocyták) a mesenchima sejtek származékai és a sejtközötti állomány (lacunae ossium) lemezei között helyezkednek el. Minden üregben kivétel nélkül csak egy csontsejt van, és mindegyikbol finom csatornák (canaliculi ossium) indulnak ki, amelyek a csontsejtek nyúlványait fogadják be, illetve fontos szerepet játszanak a csontszövet táplálkozásában. A csont sejtközötti állományát vékony kollagén rostok és rostközötti állomány alkotják. Ez utóbbi tartalmazza a mészsókat. A sejtközötti állomány szerves és szervetlen részbol áll. A szerves rész a kollagénrostokhoz mindenben hasonló osteocollagen fibrillumokból áll, amelyet egy glikoprotein jellegu, histokémiailag alig kimutatható kötoanyag fuz egybe. A csontszövet szervetlen állománya az alábbi: 85% kálcium- foszfát, 10% kálcium-karbonát, 1,5% magnézium-karbonát, 0,3% kálcium- fluorid, 0,2% kálcium-klorid, nyomelemek. A kálcium- foszfát nagy részben hidrixil-apatit kristálymódosulatban fordul elo, kis részben amorf vegyület formában (Divinyi, 1998; Jerosch és mtsai, 2002). A sejtközötti állomány viselkedése alapján úgy a tömött, mint a szivacsos csont kétféle lehet. Az egyik fajta sejtközötti állománya suru, szabálytalan fonatokat alkotó rostokból és ezek között lerakódott mészsókból áll. Ez a fonott rostú (reticularis) csontszövet. A csontszövetnek primitív formája ez, melyet csak magzati korban illetve születés után 1-2 évig, a csontgyógyulás kezdeti szakaszában és a lemezes csontszövet kialakulása elott találunk meg az embernél. A lemezes csontszövet nevét onnan kapta, hogy sejtközötti állománya vékony (kb. 4,5-10 mikrométer) lemezeket alkot. Ez a típus érett, mineralizált támasztószövet. A tömött csontállomány tulajdonképpen nem telj esen tömött, mert nagy számú kb. 20-100 mikron vastag csatorna, van benne. A hosszanti csatornákat Havers- féle csatornáknak hívják, ezekben fut a csontot tápláló hajszálérhálózat.

45

A csontok hossztengelyével általában párhuzamosan futó csatornákat a periosteummal és a csontvelovel a Volkmann-csatornák kötik össze. Ezek biztosítják a Havers-féle csatornák érösszekötetéseit (Röhlich, 1935; Jerosch és mtsai, 2002). Minden egyes Havers csatornát számos (4-22) koncentrikusan elhelyezett ún. Havers- féle lemez fog körül. Egy-egy Havers csatorna körül elhelyezkedo lemezkék összessége a Havers-féle lemezrendszer, vagy osteon. Az osteon átméroje 200-250 mikrométer. Ennek a jelentosége a csontszöveteknek az implantátumok hézagaiba, lyukaiba történo benövésénél van.

3.8.2 A csontszövetek fejlodése és növekedése A csontszövet éppúgy, mint a kötoszövet és a porc a mesenchima származéka. Azonban csak kevés helyen fejlodik közvetlenül ebbol, mert a mesenchima eloször porccá alakul át és e porc helyén fejlodik a csont. A mesenchimális eredetu kötoszöveti sejtek csontképzo sejtekké, osteoblastokká alakulnak át, melyek eddig pontosan nem ismert módon maguk köré csontsejtközötti állományt termelnek. Az osteoblastok által termelt sejtközötti állomány kezdetben lágy, ún. osteoid. Csontfejlodésnek két útja van: endesmalis vagy kötoszövetes csontfejlodés és az enchondralis vagy porcos csontfejlodés. A kötoszövetes csontfejlodés a csontosodás egyszerubb módja. A csontfejlodés a mesenchimális kötoszövet egy pontjából (punctum ossificationis) indul meg. A mesenchimális sejtek e helyen megszaporodnak és átalakulnak csontképzo sejtekké. Mindenegyes csontképzo sejt körül rövidesen sejtközötti állomány jelenik meg, a fentebb leírt osteoid képében. Ez mintegy betemeti a csontképzo sejtet, melyet ettol fogva csontsejtnek, osteocytának nevezünk. Az enchondralisan fejlodo csontokat hyalinporc elozi meg, mely a csontfejlodés során fokozatosan átépül és a helyét csontszövet foglalja el. A porc pusztulása és a csont fejlodése szorosan egymás mellett játszódik le, vagyis amint egy kis porcrészlet elpusztul, helyén rögtön csont termelodik (Röhlich, 1935; Jerosch és mtsai, 2002).

3.9 Implantációt követo csontintegráció élettani fázisai Az enossealis implantátumok teljes endostruktúráját csontszöve t veszi körül, így lehetoség van arra, hogy az implantátum és a csontszövet közti optimális kapcsolat az implantátum teljes felületén kialakuljon. Az enossealis implantátumoknál, eszmei esetben, zavartalan

46

sebgyógyulást feltételezve, az implantátum behelye zése után, a csontgyógyulási folyamat során az alábbi élettani szakaszokat különböztetjük meg (Divinyi, 1998).

Exsudatív, proliferatív szakasz (1-14 napig) Az implantátum behelyezését követo 1-4 napban a gyulladásos sejtek jelenléte dominál. Az erek sérülése következtében a vér kitölti az üregeket, és a képzodo coagulum, egyrészt biztosítja a sebfelszínek védelmét, másrészt, mint fibrines váz, lehetoséget nyújt a desmogén típusú csontosodásra. Ennek a szakasznak a jelentosége a phagocytosisban és a fehérjében gazdag exsudatum felszabadulásában van. Ez utóbbi fontos szerepet játszik az implantátum felületén kialakuló protein alapréteg keletkezésében. Megjelennek az erek körüli differenciálatlan mesenchymalis sejtekbol származó fibroblastok, melyeknek szerepük van a kollagén és egyéb fehérjék termelésében. A fibroblastok további differenciálódásából származnak a kötoszöveti- (fibrocyták) és a csontsejtek (osteocyták). A csontintegráció szempontjából a csontsejtek keletkezése a dönto fontosságú.

A fonott rostú (reticularis) csontszövet képzodése (2-6. hétig) A kötoszövetes callus a váza a további csontképzodési folyamatoknak. A desmogén csontosodás lényege, hogy az elozetesen kialakult kollagénszövetes telep csonttá épül át. A fibroblastok differenciálódása csonttermelo osteoblastokká részben ismert, részben ismeretlen tényezoktol függ.

Az osteoblast-aktivitásnak feltétele a jó vérellátás. A csont corticalis rétegének vérellátása rosszabb, mint a spongiosának, ezért a periosteum épsége a gyógyulás fontos tényezoje. A fibroblast osteoblasttá történo differenciálódásában (így a csontképzésben) mechanikai és klinikai tényezok bizonyított szerepét állapították meg. ?

A megfelelo matrix jelenléte, amely rendszerint a kötoszövetes callus, de matrixszerepet játszhat az implantátum felülete is.

?

A teljes szöveti nyugalom. Ez azt jelenti, hogy az implantátum mikromozgásai esetén a fibroblastok

nem

csontképzo,

hanem

kötoszöveti

sejtekké

alakulnak,

aminek

következménye a kötoszövetes gyógyulás (Roberts, 1988; Donath és Kirsch, 1986).

47

?

Az implantátum anyaga. Csak bioinert, vagy bioaktív anyag biztosít zavartalan csontos gyógyulást, mert nincs korróziós hajlamuk. Az implantátum korróziója ugyanis szöveti gyulladást eredményez, ami kötoszövetes gyógyuláshoz vezet.

?

Az implantátum formája. Az enossalis implantátumok formájával szembeni fontos követelmény, hogy lehetové tegye a behelyezés utáni rögzítettséget, vagyis a primer stabilitást. Ennek feltétele az implantátum és a csont közvetlen mechanikus kapcsolata. Ha ez a mechanikus kapcsolat nem jön létre, akkor a relatív mozgások miatt vagy kötoszövetes gyógyulás jön létre, vagy a gingivalis résznél az epithelium no be az implantátum és a csontszövet közötti résbe, ami szintén meggátolja az optimális csontos gyógyulás kialakulását.

?

A sebészi technika. A mutéthez használt fúrók által okozott hohatás káros a csontgyógyulásra nézve. Ez a termikus károsodás kivédheto vízhutés használatával. A kétfázisú mutéti technika biztosítja az implantátum terheletlenségét.

A 4. héttol kialakuló reticularis csontszövet sejtekben gazdag, de még nem jelent megfeleloen mineralizálódott támasztófelületet, így az implantátum terhelhetoségét még nem tudja biztosítani.

A lemezes csontosodás és átépülés szakasza (6-18. hétig) Ebben a szakaszban két különbözo folyamat zajlik. ?

Az

osteoblastok

osteocytákká

alakulnak.

Az

endosteálisan,

periostealisan

periimplantárisan képzodött csontszövet – a spongiosaüregek környékén is – lemezes csontszövetté alakul át. Ezáltal az implantátumot tömött, mineralizált támasztószövet veszi körül. ?

A mutét során károsodott csontterület átépülése. A leggondosabb sebészi technika mellett is, az implantátumot körülvevo corticalis csont, a mesterséges alveolus 0,5-1 mm mélységben necrotizálódik (Watzek, 1993).

A teljes mineralizálódás és alkalmazkodás szakasza (18-54. hétig) Ebben a fázisban bekövetkezik az implantátum körüli csontszövet átépülése, mely az implantátum fiziológiás terhelésének a következménye. Optimális csontgyógyulás esetén (ennek átlagos idotartama a mandibulán 3 hónap, a maxillán 4-6 hónap) az implantátumot érett, mineralizált csontszövet veszi körül, így az implantátum terhelheto, vagyis funkcióképessé válik (Divinyi, 1998)

48

4. CÉLKITUZÉSEK Munkám célja volt a fogászati implantátumok felületi morfológiája és az adott fe lület által létrehozott csontintegráció közötti összefüggések megállapítása, az adott felületek kvantitatív és kvalitatív jellemzése, valamint az ún. ideális felületi morfológia keresése. ? In vitro vizsgálatokban választ kerestem arra, hogy: ?

tudunk-e morfológiai jellemzést adni SEM segítségével az egyes felületekrol, leíró elemzést egyes felületi elemekrol?

?

van-e a nanométeres struktúráknak csontintegrációt befolyásoló hatásuk; találunk-e az egyes kezelések hatására kialakuló nanométeres nagyságrendu felszíni elemeket?

?

kimutatható-e a felületek kémiai szerkezetében, összetevoiben különbség az egyes felületkezelések viszonylatában?

?

igazolható-e XPS segítségével a lézeres felületkezelésnek - a többi felülethez képest - szignifikánsan nagyobb kémiai tisztasága?

?

szövettanilag alátámaszthatóak-e az állatkísérletek során kapott kvantitatív mérések eredményei, és igazolható-e minden esetben a csontintegráció létrejötte?

?

felhívni a figyelmet az implantológiai felületfizikai vizsgálatok kiaknázatlan lehetoségeire (XPS, AFM)

? In vivo vizsgálatokban arra kerestem választ, hogy: ?

a forgatónyomaték mérésének, mint biológiai indikátornak, van-e létjogosultsága?

49

?

a különbözo felületek között van-e statisztikailag kimutatható különbség a csontintegráció kialakulásának mértékében

?

az általunk alkalmazott lézeres felületkezelések (a nagyfokú felületi tisztaság és az egyedi mikrogeometria miatt) mutatnak-e jobb csontintegrációs értékeket, mint a hagyományosan alkalmazott felületek.

50

5. Anyag és módszer 5.1 IN VITRO VIZSGÁLATOK 5.1.1


A kvalitatív felület- meghatározásra az egyik legjobb és leggyakrabban alkalmazott módszer a pásztázó elektonmikroszkópos vizsgálat – hisz kiválóan alkalmas összehasonlító morfológiai elemzésekre (Gaggl és mtsai, 2000; Jones, 2001; Orsini és mtsai, 2000; Placko és mtsai, 2000; Steflik és mtsai, 1994; Wennerberg és mtsai, 2000). Célom az volt, hogy az így nyert vizsgálati eredményeinket összevessük a biológiai vizsgálatok eredményeivel. Éppen ezért az állatkísérletek során vizsgált felületeket és a mai korszeru implantológiai gyakorlatban

használatos

felületeket

vizsgáltuk

OPTON

DSM

940

típusú

elektronmikroszkóppal. Felvételeket készítettünk 20-, 100-, 500-, 1000-, 2000-szeres nagyításban az implantátum csavarmenetének a tetején, az oldalsó részén és a menetek közti részén is. A pásztázó elektronmikroszkóp segítségével megfigyelhetjük a felületen megjeleno esetleges szennyezodéseket, morfológiai elemeket, azoknak leíró elemzését adhatjuk, egyes felületkezelések esetében a már elozoekben ismertetett paramétereket (Ra, Scx, Sdr) mérhetjük. A vizsgált és leírásra került felszínek a következok voltak: 1. Esztergált felszín 2. Polírozott felszín 3. Alumínium-oxiddal érdesített felszín 4. Alumínium-oxiddal érdesített és kis teljesítményu lézerrel kezelt felszín 5. Alumínium-oxiddal érdesített és nagy teljesítményu lézerrel kezelt felszín 6. Kis teljesítményu lézerrel kezelt felszín 7. Nagy teljesítményu lézerrel kezelt felszín 8. Titán plazma spray-vel kezelt felszín (TPS) 9. Savazott felszín 10. Érdesített és savazott felszín (SLA) 11. Anódos oxidációval eloállított titán-oxiddal (biokerámiával) bevont felszín 12. Titán–oxiddal bevont felszín

51

Az esztergált felszínt referenciamintaként alkalmazzák az összehasonlító vizsgálatok során (Carlsson és mtsai, 1988; Cochran, 2000; Gaggl és mtsai, 2000; Ivanov és mtsai, 2001; Olefjord és mtsa, 1993, Orsini és mtsai, 2000; Wennerberg és mtsai, 1998.). A polírozott felület esetében kíváncsiak voltunk, hogy mennyire változik a felület tisztasága és a felület morfológiája az esztergált felszínhez képest. Az alumínium-oxiddal történo felületkezelés az egyik leggyakrabban alkalmazott módszer és mivel az irodalomban a 4 leginkább eloforduló szemcsenagyság a 25, 50, 75, és a 250 mikrométeres, ezért ezek közül mi az 50 mikronost és a 250 mikronost vetettük össze a SEM vizsgálatok során. Az alumínium-oxiddal homokfúvott és kis teljesítményu lézerrel kezelt felszín, az alumíniumoxiddal homokfúvott és nagy teljesítményu lézerrel kezelt felszín, és a kis és nagy teljesítményu lézerrel kezelt felszín állatkísérletes modelljeinkben szereplo felületek voltak. A csak lézeresen felületkezelt implantátumok eredetileg esztergált felszínuek voltak, ezen alakították ki a lézeres felületet, így annak hatására, az esztergagép által kialakított felület megolvadt, elvesztette eredeti morfológiáját és felvette a lézeres felszínre jellemzo megjelenést. A TPS (IMZ®), savazott (Camlog-Altatec®), SLA (Straumann-ITI®), kristályos titán-oxiddal (Protetim®) és a titán-oxiddal (Ti-Unite Nobel Biocare®) bevont felszínek, a most piacon lévo legismertebb és leggyakrabban alkalmazott implantátumok felületkezelési módozatai.

5.1.2 Nagyon

Nanomorfológiai vizsgálatok AFM segítségével kevés

közleményt

közöltek,

amelyek

a

„sima”

vagy

„érdes”

felületek

nanostruktúrájával foglalkozott volna. A tiszta titán (cp Ti) felületének különbözo oxid réteggel történo bevonásáról, nanométeres nagyságrendben történo változásairól Mc Alarney és mtsai számoltak be a kilencvenes évek elején (Mc Alarney és mtsai, 1991). Megfigyelték az anodikus oxid réteg porozitását, és a termikus oxid réteg (vagy nem anodikus réteg) tökéletesen sima felületét. Larsson és mtsai a kevésbé érdes felületnek a jobb csontintegrációs képességét, a durvább felszínhez képest, a tiszta titán felületén kialakuló oxid réteg egyenetlenségével magya rázták. Ezeket az eredményeket 7 és 12 hét után a kísérleti állatból eltávolított implantátumok AFM vizsgálatával kapták (Larsson és mtsai, 1994). Egyes kutatók szerint a nanométeres nagyságrendu érdesítések a titán felülethez közel lévo makrofágok számát befolyásolják (Tsuboi és mtsai, 1995)

52

Általunk végzett AFM vizsgálatok a KFKI-ban az MTA Muszaki, Fizikai, Anyagtudományi Kutatóintézettel kooperálva történtek és tekintettel a módszer hozzáférési nehézségére és anyagi kihatására csak a lézeresen kezelt felületek AFM vizsgálatát tudtuk elvégezni. Az AFM segítségével a felszín nanométeres struktúrái vizsgálhatóak. Arra voltunk kíváncsiak, hogy a lézeres felületkezelés az esztergált felszínhez képest okoz-e felületmorfológiai változásokat nanométeres tartományban és hogy a kétfajta lézeres kezelés között (kis és nagy teljesítményu lézerrel kezelt) van-e különbség ebben a tartományban, ami esetleg magyarázná a két felszín közötti csontintegrációs érték közötti különbséget.

5. 1. 3 Felület anyag-összetételi vizsgálatok XPS segítségével Az XPS olyan fizikai vizsgálati módszer, melynek segítségével meg lehet határozni, a felszín legfelso 10 atomrétegében lé vo anyagösszetételt. Ezt a módszert felületfizikusok eloszeretettel alkalmazzák, hisz azt mondják, hogy a felületen lévo anyagok fizikája, kémiája és a biológiai rendszerekhez történo viszonya egészen más, mint az adott minta többi rétegében, mert a felszíni atomokon, sok szabadon lévo kötési lehetoség van. A módszer nemcsak felület anyagösszetételének vizsgálatára jó, hanem a felszínen lévo szennyezodések kimutatására is alkalmas. Mi a vizsgálatainkat ennél a módszernél is a lézeresen felületkezelt felszínekre koncentráltunk. Vizsgáltuk a nagy teljesítményu lézerrel kezelt felszínt, az alumínium-oxiddal érdesített (50 mikrométeres szemcsenagysággal) felszínt, és az alumínium-oxiddal érdesített (50 mikrométeres szemcsenagysággal) és lézerrel kezelt felületet. Kíváncsiak voltunk arra, hogy a lézeres felületkezelés milyen hatással van a felszíni anyagösszetételre, valóban okoz-e a lézer kiemelkedoen nagy felszíni tisztaságot. Ezért alkalmaztunk összehasonlító felületként alumínium-oxiddal fúvatott felszínt, amelyrol tudjuk, hogy a felületen relatíve nagy mennyiségu szennyezodést hordoz. A vizsgálatainkat szintén a KFKI-ban az MTA Muszaki, Fizikai, Anyagtudományi Kutatóintézettel együttmuködve végeztük. XPS analízishez a Kratos ES-300 típusú spektroszkópot használtuk. Csak akkor mérhettük meg a mintából kilépo fotóelektronok kinetikus energiáját, ha azok energiaveszteség nélkül jutnak a spektrométerbe, ezért kellett, hogy a lehetséges legkisebb nyomáson dolgozzunk. Az elektronok közepes szabad úthossza ugyanis fordítottan arányos a nyomással. Az ultranagy vákuum a szilárdtest vizsgálatok speciális esetében más ok miatt is szükséges.

53

Általában azokat az elektronokat akarjuk vizsgálni, amelyek nem szenvednek a rugalmatlan szórás következtében energiaveszteséget. Az eredeti felületi szennyezések eltávolítására a mintákat a legtöbb esetben „in situ” tisztítani kell. Ehhez használtuk az Ar-ionnal történo felületbombázást.

5.1.4


Állatkísérleteink (ld. 5.2.1) során nyert nyúl combcsontokból haránt irányú metszetet készítettünk (implantátumok kitekerése után) és azokat szövettanilag feldolgoztuk. A szövettani metszetek készítésének a menete a következo lépésekbol álltak: 1, mésztelenítés (dekalcinálás) - beágyazás: 4%-os formalinba áztatták a csontdarabkákat 24 órán keresztül, majd még 10 óráig 5%-os hangyasavba mártották a mintákat. Kimosás 70%-os etanolban történt. Ezután felszálló alkoholsorral (70%-os etanol – 45 percig, 85%-os etanol - 45 percig, 96%-os etanol - 45 percig, 100%-os etanol - 45 percig, xylol - 2 x 30 percig) víztelenítették a mintát, és egy éjszakán keresztül 56 Celsiusos paraffinba ágyazták oket. A kiágyazást követoen 5 mikrométeres metszeteket készítettek Reichert- féle szánkás mikrotom segítségével. 2, festés: 2 x 5 percig tartó xylollal, etanollal, és desztillált vízzel történo deparaffinálás után, 10 percig hematoxilinnal, majd 2 percig 0,5%-os eosinnal festették a metszeteket, majd canada-balzsammal lefedték oket. Mivel az esetlegesen a kortikális és/vagy spongióza állományban lévo nekrotizáló szöveteket szerettük volna kimutatni, ezért késobb metakromáziás festéssel a hematoxilin-eosin festést felülfestették toluidinkékkel. 3, lefedés: glicerin- gelatinnal történt. Az elso állatkísérletbol kapott szövettani metszeteket az I. Pathológiai és Kísérleti Rákkutató Intézet munkatársai készítették és értékelték, míg a második állatkísérletbol nyert metszeteket szintén a I. Pathológiai és Kísérleti Rákkutató Intézet munkatársai készítették és a Szájsebészeti és Fogászati Klinika Szövettani Osztályának munkatársa értékelte. Hisztomorfometriás vizsgálatokat a Han C-H és mtsai által leirt és Donath és Johansson által javasolt módszer szerint végeztük (Han C-H és mtsai, 1998; Donath, 1988; Johansson, 1991). A szövettani metszeteken az implantátum menetek mentén látható csontmennyiséget mértük. A javasolt vizsgálati paraméter az ún. bone- implant contact (BIC) érték volt. A „bone- implant contact” érték az adott menet hosszának és a menettel nem érintkezo csontfelszín aránya. Számoltuk a szövettani metszetek kortikálisban kirajzolódott implantátumok meneteinek összességének a BIC értékét és a három „legjobb” csontintegrációt mutató menet értékét külön-külön (Han C-H és mtsai, 1998; Parfitt és mtsai, 1987). 54

Mivel számítógép által vezérelt és hozzá csatlakoztatható fénymikroszkóp nem állt rendelkezésünkre, így a számításokhoz ún. mikrométer okkulárt használtunk. A metszeteket 10-szeres nagyításban 2, 5 -szeres zoom- mal vizsgáltuk (Cordiolli és mtsai,2000; Han C-H és mtsai, 1998; Steflik és mtsai, 1994;).

55

5.2 IN VIVO VIZSGÁLATOK 5.2.1

Kihajtási forgatónyomaték (removal torque) mérése állatkísérletekben, véletlenszeruen választott felületi morfológia esetében

A vizsgálat célja a különbözo morfológiájú és tisztaságú felületek összehasonlítása volt a lézerrel kezelt implantátumok felületével. Alapveto bizonyítékokat szerettünk volna kapni a lézeres felületkezelés biológiai értékérol. A kísérlethez a kísérleti állat anatómiai adottságainak megfelelo csavarimplantátumokat készítettünk tiszta, ötvözetlen titánból (ISO 5832 Pt.2 Grade 1). A tesztimplantátum teljes hossza 8 mm volt, ebbol a csontba besüllyesztheto menetes rész 5 mm és az implantátum behajtására

és

eltávolítására

egyaránt

szolgáló

szögletes

formájú

rész

(mely

a

„vakpróba”jellegu vizsgálathoz szükséges kódjeleket is tartalmazta) 3 mm hosszú volt. Az implantátumok nyaki átméroje 2,8 mm, míg a menetes rész átméroje 2,2 mm volt.

2. kép: Tesztimplantátumok

Vizsgálati csoportjainkban a csavarimplantátumokat az alábbi felületekkel, felületkezeléssel láttuk el: 1. Felületkezelés nélkül, esztergált felszín 2. Alumínium-oxiddal érdesített felszín (250 mikrométer szemcsenagyság) 3. Alumínium-oxiddal érdesített felszín (250 mikrométer szemcsenagyság) és kis teljesítményu lézerrel kezelt felszín (1 J/impulzus)

56

4. Alumínium-oxiddal érdesített felszín (250 mikrométer szemcsenagyság) és nagy teljesítményu lézerrel kezelt felszín (3 J/impulzus)

A vizsgálandó felületek közül az alumínium-oxiddal történo érdesítés a gyakorlatban bevált és elterjedten alkalmazott módszer. Az érdesítéshez 250 mikron szemcsena gyságú anyagot alkalmaztunk. A kis teljesítményu lézeres kezelés 1 J/impulzus, a nagy teljesítményu 3 J/impulzus teljesítményt jelent. Az általunk végzett állatkísérletes modell megegyezett, illetve nagyon hasonló volt a csontintegráció mértékét vizsgáló kutatók általánosan leírt, az irodalomban gyakran szereplo kísérletes modelljeivel (Carlsson és mtsai, 1988; Cordioli, és mtsai, 2000; Gotfredsen és mtsai, 1992; Han és mtsai ,1998; Johansson és mtsai, 1998; Klokkevold és mtsai, 2001; Kong és mtsai, 2002; Larsson és mtsai, 1994; Soltész és mtsai, 1991; Sullivan és mtsai,1996; Wennerberg, 1996,1997). Ebben a sorozatban – amikor véletlenszeruen kiválasztott felületeket hasonlítottunk össze a lézeresen felületkezelt felszínekkel – kísérleteinkhez 7 darab, egy évesnél fiatalabb, nostény, új- zélandi fehér nyulat használtunk. Az állatok átlagos testsúlya 3,75 kg volt. A kísérleti állatokat a fülvénájukba vezetett kanülön keresztül 10%-os Nembutál oldattal (PhylaxiaPharma Rt) narkotizáltuk. A megfelelo mélységu narkózis elérése után az állatok combcsontját a comb belso oldala felol feltártuk. Elofúró, spirál készrefúró és menetvágó segítségével kialakítottuk az implantátumok helyét. A csont fúrását lassú fordulatszámon, fiziológiás sóoldattal történo állandó hutés mellett végeztük. A sebet penicillinkezelés után felszívódó varratokkal (Vycril-Braun) zártuk. Az implantátumok behelyezésénél a kódjellel ellátott implantátumokat random módon helyeztük el a kísérleti állatokban, természetesen úgy, hogy egy állatba két azonos jelu implantátum ne kerüljön. Az implantátumok a nyúl combcsont anatómiai sajátosságának megfeleloen részben a kompakt állományban, részben a velourben helyezkedtek el.

57

3. kép: Tesztimplantátumok a nyúl femurjában

Az állatokat a mutét után 3 hónapig Furistar (Purina) tápon tartva biztosítottuk a zavartalan gyógyulás feltételeit. A nyulakat ezután túlaltattuk, és az implantátumokat tartalmazó combcsontokat eltávolítottuk. A combcsontból az implantátumokat nyomatékméro segítségével csavartuk ki. A készülék 1997-ben készült a KFKI-ban, kifejezetten a kísérleti sorozatunkhoz, saját fejlesztésben. A mérofej titánból készült alsó szárának végében található az a négyszögletes mélyedés, amely az implantátum felso részén kialakított fejhez csatlakozik. A mérofej felso szárán egy forgatógomb található, melynek kézi forgatásával hozzuk létre a kihajtási nyomatékot. A mérofej alsó és felso szára között egy rugósacélból készült deformálódó (elcsavarodó) lemez létesít kapcsolatot. A rugólemez nyomatéktól függo deformációját egy optokapu csatolási tényezojének változása alakítja elektromos jellé. Az optokapu ugyanis egy egymással szemben elhelyezett infrasugárzóból és infraérzékelobol áll. A rugólemez deformációja esetén az infrasugárzó fénynek kisebb hányada jut el az érzékelohöz, és ez elektromos jelváltozásban nyilvánul meg. A hofokfüggés kompenzációja céljából a mérokészülékben egy azonos felépítésu merev kapcsolatban lévo optokapu jelét hídkapcsolásban hasonlították össze a deformálódó optokapu jelével. A különbségi jelet felerosítették és egy 3,5 dekádos digitális muszeren ún.”arányos” üzemmódban jelenítették meg. A készülék másik üzemmódja a bemenojel maximumát jeleníti meg, és ez az érték megfelel az implantátum kicsavarási nyomatékának. A mért érték ez esetben tartósan a kijelzon leolvasható. A muszeren leolvasott millivolt (mV) értékekhez egy közel lineáris karakterisztika alapján rendeltük hozzá a nyomatékértékeket (Ncm). A kitekeréshez szükséges forgatónyomaték értékeket rögzítettük és statisztikailag (Wilcoxon próba) értékeltük.

58

Az implantátumok eltávolítása után a combcsontból haránt irányú metszeteket készítve szövettani vizsgálatokat is végeztünk. A szövettani feldolgozást a SOTE I. Pathológiai és Kísérleti Rákkutató Intézetében végezték.

5.2.2

Kihajtási forgatónyomaték (removal torque) mérése állatkísérletekben,

különbözo lézeresen felületkezelt morfológia esetében Ennél a vizsgálatnál – tapasztalva az elozo vizsgálat során kapott kedvezo képet a lézeresen felületkezelt implantátumok esetében – csak a lézerrel létrehozható felületi geometriáknak a csontintegrációt befolyásoló hatását vizsgáltuk. Állatkísérleteink elott SEM segítségével a lehetséges felületi alakzatok 9 különbözo formáját tanulmányoztuk. Megállapítottuk, hogy a különbözo szemcsenagyságú (50, 75, 250 mikron) alumínium-oxiddal eltéro felületi mikromorfológiát lehet létrehozni. Kitunt az is, hogy a nagy energiájú lézeres kezelés az alumínium-oxidos érdesítés egyedi alakzatait, a felület megolvasztása következtében teljesen eltünteti és sajátos, egyéni morfológiákat alakít ki. Vizsgálatainkat a már elozoekben ismertetett állatkísérletes modellel és módszerrel végeztük (Carlsson és mtsai, 1988; Cordioli, és mtsai, 2000; Han és mtsai, 1998; Johansson és mtsai, 1998; Klokkevold és mtsai, 2001; Kong és mtsai, 2002; Larsson és mtsai, 1994; Soltész és mtsai, 1991; Sullivan és mtsai, 1996; Wennerberg, 1996, 1997). Kísérletünkhöz - az elozohöz hasonlóan – új-zélandi, nostény nyulakat alkalmaztunk. A 9 állat átlagos testtömege 3,59 kg volt. A vizsgálatokat önkontrollos jellegure tervezve a nyulak mindkét combjába 2-2 implantátumot helyeztünk be, így minden állat az összes vizsgálandó implantátumot magában hordta. Az implantátumok behelyezése, a mutéti protokoll, valamint a forgatónyomaték mérése az elozoekben közöltek szerint történtek. A vizsgált felszínek a következok voltak: 1. Felületkezelés nélküli, esztergált felszín 2. Alumínium-oxiddal érdesített (50 mikron szemcsenagyság) és kis teljesítményu lézerrel kezelt felület (1 J/impulzus) 3. Kis teljesítményu lézerrel kezelt felület (1 J/impulzus) 4. Nagy teljesítményu lézerrel kezelt felület (3 J/impulzus). A kihajtáshoz szükséges forgatónyomaték értékeket rögzítettük és stasztikailag (Wilcoxon próba) értékeltük. Az állatok túlaltatása után az eltávolított combcsont részletekbol hisztológiai vizsgálatot végeztünk.

59

6. EREDMÉNYEK

IN VITRO VIZSGÁLATOK 6. 1. 1 Mikromorfológiai vizsgálatok SEM segítségével Pásztázó elektronmikroszkópos vizsgálattal az egyes felületeknek kvalitatív jellemzését és összehasonlító morfo lógiai elemzését tudjuk elvégezni. Az összehasonlítást mindig -az általánosan elfogadott referencia felszínhez – az esztergált felülethez viszonyítva végeztük. A vizsgált felszínek részben az állatkísérletek során alkalmazott, részben a mai implantológiai gyakorlatban leggyakrabban eloforduló implantátumok felületei voltak. A következo felületeket vizsgáltuk: 1. Esztergált felszín 2. Polírozott 3. Alumínium-oxiddal érdesített felszín 4. Alumínium-oxiddal érdesített és kis teljesítményu lézerrel kezelt felszín 5. Alumínium-oxiddal érdesített és nagy teljesítményu lézerrel kezelt felszín 6. Kis teljesítményu lézerrel kezelt felszín 7. Nagy teljesítményu lézerrel kezelt felszín 8. Titán plazma spray-vel kezelt felszín (TPS) 9. Savazott felszín 10. Érdesített és savazott felszín (SLA) 11. Anódos oxidációval eloállított titán-oxiddal (kristályos TiO2 ) bevont felszín 12. Titán –oxiddal bevont felszín (TiUnite®)

Egyes felületek értékelése:

1.Esztergált felszín A felszínen már szabad szemmel is láthatóak az esztergagép által történt megmunkálás nyomai és a felszín relatív simasága.

60

Elektonmikroszkópos képen 5-10 mikrométer távolságban, egymással párhuzamosan futó, kissé szabálytalan elrendezésu mikrobarázdákat figyelhetünk meg. A barázdák mélysége és távolsága többnyire egyenletes. Felületükön számos helyen szennyezodéseket, forgácsmaradványokat figyelhetünk meg. A barázdákon és mélyedéseken kívül más felületi struktúrát nem láttunk. 4. kép: Esztergált felszín az 500-szoros nagyítású SEM képe

2. Polírozott felszín Szabad szemmel a felszín nagyfokú simaságát észlelhetjük. A SEM képen az eredetileg esztergált felszínnek az elmosódott maradványát láthatjuk és a barázdák nyomait érzékelhetjük. A felszínen semmilyen morfológiai elem nem fedezheto fel. Annak ellenére, hogy a polírozást, mint felületkezelési eljárást azért fejlesztették ki, mert bár morfológiájában alig tér el az esztergált felszínhez képest, de nagyobb felületi tisztaságot eredményez, mégis láthatóak az esztergálásnak forgácsmaradványai a felszínen, csak nem olyan mértékben, mint az esztergálás esetében.

61

5. kép: Polírozott felszín SEM képe (500-szoros nagyításban)

3. Alumínium-oxiddal érdesített felszín A vizsgálataink során az 50 mikrométer és a 250 mikrométer szemcsenagyságú felszíneket elemeztük. Kis nagyításban szabálytala n lefutású kiemelkedéseket és barázdákat láttunk, míg nagyobb nagyításban a homokfúvás technológiájából adódó felületi elemeket lehet megfigyelni. 50 mikrométeres szemcsenagyság esetében kissé legömbölyített, egymástól nem túlzottan elhatárolódott kiemelkedések láthatóak, melyek nagysága 10-20 mikrométer. 250 mikronos szemcsenagyságnál a felületi elemek szabálytalan alakú, éles szélu kiemelkedéseket és hasonlóan

egyenetlen

geometriát

mutató

mélyedéseket

tartalmaznak.

A

felszínrol

kiemelkedett morfológiai elemek akár 70-80 mikrométeresek is lehetnek. Annak ellenére, hogy az irodalomban az eljárás hátrányaként a felületi szennyezodést említik (Divinyi, 1998), ennek nyomát a SEM képeken nem észleltük.

62

6, 7. kép: Érdesített felszínek (50 és 250 mikrométer) SEM képei (500-szoros nagyítás)

4. Alumínium-oxiddal érdesített (250 mikrométer szemcsenagyság) és kis teljesítményu lézerrel kezelt felszín A SEM által kapott kép nagyban hasonlít ahhoz, amit a csak érdesített felület (250 mikrométeres szemcsena gyság) esetében látunk, azzal a különbséggel, hogy itt már érzékelheto - ha kismértékben is - a lézeres felületkezelés hatása. A felületen lévo morfológiai elemek lekerekítetté váltak, nem olyan éles széluek, mint a homokfúvás után és a mélyedések is inkább kráter jelleguek, jobban elképzelhetové teszik a homokfúvás folyamatát.

8. kép: Érdesített és kis teljesítményu lézerrel kezelt felszín SEM képe (500-szoros nagyítás)

63

5. Alumínium-oxiddal érdesített (250 mikrométeres szemcsenagyság) és nagy teljesítményu lézerrel kezelt felszín Itt már a szemcsék becsapódásának a nyomai nem olyan egyértelmuen láthatóak, mint az elozo SEM képen, mert a felület felszíni rétege megolvadt és a felületei elemek a lézeres felületkezelésre jellemzo legömbölyített morfológiát veszik fel. Megjelenik a lézeres felületkezelés elsodleges és másodlagos struktúrája a felszínen. A felszínrol kiemelkedo elemek nagysága eléri az 50-60 mikrométeres méretet és ezek távolsága egymástól 20-30 mikrométer.

9. kép: Érdesített és nagy teljesítményu lézerrel kezelt felszín SEM képe (500-szoros nagyítás)

6. Kis teljesítményu lézerrel kezelt felszín Már kis nagyításban is látszik a felszín egyenletessége és simasága. Nagy nagyításban nem mutat semmilyen jellegzetes felületi képet. Megjelenésében hasonlít az esztergált felszínre, de a mikrobarázdák lekerekítetté és ritkábbá váltak. A felszínen láthatóak az olvadás jelei, de a morfológiáját nem lehet jellemezni. A kiemelkedések és a mikrobarázdák távolságát és nagyságát mérni nem lehet.

64

10. kép: Kis teljesítményu lézerrel kezelt felszín SEM képe (500-szoros nagyítás)

7. Nagy teljesítményu lézerrel kezelt felszín A SEM képe nagyon jellegzetes; mind kis, mind nagy nagyításban jól kiveheto a lézeres felületkezelésre jellemzo morfológiai kép. Szabályosan elhelyezkedo, hullámzásszeru elsodleges struktúrát figyelhetünk meg egymástól 30-60 mikrométer távolságban. A hullámtaréj 30-50 mikrométeres kiemelkedéseket mutat. A másodlagos struktúrája ún. körte formájú, amelyek nagysága 10-15 mikrométer. Nagy nagyításban (2000-szeres) kiveheto a felszín harmadlagos 1-2 mikrométeres dendrites, fenyotu rajzolatot mutató struktúrája is. 11. kép: Nagy teljesítményu lézerrel kezelt felszín SEM képe (500-szoros nagyítás)

65

8. Titán plazma spray-vel kezelt felszín (TPS) A klasszikus felületnek számító plazmaszórás által létrejött TPS felszínen, kb. 15-20 mikrométeres nagyságban ún.”habosított” felületi struktúra látható. A titán-hidrid por becsapódása jellegzetes morfológiát hoz létre a felszínen. A becsapódás következtében a felmelegített por a felszínre tapad kisebb - nagyobb egységeivel és ezáltal egy megolvasztott, majd hirtelen megmerevedett (lehutött) felszínt mutat. A kiemelkedett felületi elemek lekerekített, gömbölyu struktúrát mutatnak.

12. kép: Titán Pla zma Spray- vel kezelt felület SEM képe (500-szoros nagyítás)

9. Savazott felszín A savazott felszín esetében is jellegzetes a felszín SEM képe, mind kis, mind nagy nagyításban. Már kis nagyításban látható a felszínre jellemzo falevél formájú primer struktúra, amely kb. 20-25 mikrométer átméroju egységet alkot a felületen, míg nagyobb nagyításban láthatóak az 5-6 mikrométer nagyságú, szabályosan elhelyezkedo éles határú kiemelkedések és mélyedések. Ezek alkotják a felszín másodlagos struktúráját. A primer, falevél formájú alakzatokban a barázdák egymással párhuzamosan futnak, de a szomszédos alakzatokban lévo barázdákkal közel merolegesen helyezkednek el. Ez utal arra, hogy a barázdarendszere a felszínen nem a kezelést megelozo esztergálásból ered.

66

13. kép: Savazott felület SEM képe (500-szoros nagyítás)

10. Érdesített és savazott felszín (SLA) Ennek a felületnek a SEM képe is jellegzetes, a többitol jól elkülönítheto. Kis nagyításban is látható a savazásra jellemzo falevél formájú elsodleges struktúra és nagy nagyításban elszórva észlelhetjük a 18-20 mikrométer átméroju alumínium-oxid szemcsék által létrehozott mélyedéseket. A felszínen a sav hatására kevésbé látható a felszín barázdarendszere, inkább kimaratásos,

bemélyedésekkel

surített

felszínt

mikrométeres.

14. kép: SLA felszín SEM képe (500-szoros nagyítás)

67

írhatunk

le,

melyek

nagysága

5-6

11. Anódos oxidációval eloállított titán-oxiddal (kristályos TiO2 ) bevont felszín Mivel a titán-oxid kerámia bevonatoknak nem a felszín morfológiáját megváltoztató hatása van, hanem a felszín fizikai és kémiai paramétereit módosítják, így a SEM képükön nagyon hasonló szerkezetet mutatnak, mint az esztergált felszín, csak a felülete egyenletesebb és mentes minden szennyezodéstol, forgács maradványtól. A felszínen egymással párhuzamos és egyenlo távolságban futó mikrobarázdákat látunk.

15. kép: Kristályos TiO 2 -val bevont felszín SEM képe (500-szoros nagyítás)

12. Titán-oxiddal bevont felszín Ez a felület szintén nagyon jellegzetes SEM képet mutat. A szerkezete nagyon hasonlít a humán csont kortikális állományának elektronmikroszkópos képéhez. 2-3 mikrométer átméroju, porózus szerkezet látható a felszínen, ahol a pórusok átlagos távolsága 8-10 mikrométer. A kép nagyon hasonlít a lemezes csontszövet Havers -féle csatorna rendszerére, még méreteiben is majdnem megegyezik

68

16. kép: Titán-oxiddal bevont felszín SEM képe (1000-szeres nagyítás)

6. 1. 2 Nanomorfológiai vizsgálatok AFM segítségével

A 7. ábrán a kis teljesítményu lézerrel kezelt felszín AFM képes karakterisztikája látható

A felszínen kirajzolódott dombocskák (hillock) és dendrites formátumok, azok nagysága és surusége jellemzik az adott felszínt. A kis teljesítményu lézer esetében a dombocskák (hillock) méretei 100 nanométeres tartományba esnek, és ritkábban helyezkednek el, mint a nagy teljesítményu lézerrel kezelt felszín esetében (7. ábra).

69

A 8. ábrán a nagy teljesítményu lézerrel kezelt felszín AFM képét láthatjuk:

A nagy teljesítményu lézerrel kezelt felszín esetében nagyobb suruségben figyelhetoek meg a dombocskák (hillock) rajzolatai, viszont ezek nagysága csak a 10-50 mikrométeres tartományba esik. A felszíni dombocskák tízszer nagyobb koncentrációja arra enged következtetni – retrospektív gondolatmenetben - hogy a felszíni nanométeres struktúráknak komoly szerepe lehet a csontintegráció kialakulásában és annak erosségében (8.ábra).

6.1.3 Felület anyag-összetételi vizsgálatok XPS segítségével A 9. ábra mutatja a nagyteljesítményu lézerrel kezelt (az „a” grafikon), az 50 mikrométeres szemcsenagyságú alumínium-oxiddal homokfúvott (a ”b” grafikon) és a homokfúvott és utána nagy teljesítményu lézerrel felületkezelt (a „c” grafikon) kiterjesztett XPS képét. A grafikonok mutatják, hogy a felszín fo összetevoi a Ti 2p, O 1s, és a C 1s elektron héjai. Az utóbbi két komponens a légköri környezetbol származik, míg az elso magából a vizsgálati anyagból ered. A szén atomok a levegobol származó abszorbeátumok, melyek a felületet néhány atomnyi rétegben borítják és a felülettisztító ionbombázást követoen eltunnek.

A 0-200 eV–os kötési energiájú tartományban (10.ábra) különbözo ún. minor összetevok is felfedezhetoek, meglehetosen nagy koncentrációban és ezek mennyisége határozott különbséget mutat a három mintában.

70

9. ábra A vizsgált felületek XPS képe 0-600 eV tartományban

10. ábra Mutatja a 0-200 eV kötési energia tartományba eso ún.minor összetevok jelenlétét és azok intenzitását:

A nagy teljesítményu lézerrel kezelt mintában csak a titán és az oxigén emissziói (Ti 3s, Ti 3p, O 2s) találhatóak (az ”a” grafikon). A spektrum azt mutatja, hogy az XPS módszer

71

érzékenységi határain belül a lézerrel kezelt felszín ”tiszta”. Ezzel szemben az alumíniumoxiddal érdesített mintákban relatíve nagy Si 2s, Si 2p, és Al 2s, 2p emisszió látható. E szennyezok mennyisége a mérések szerint akár 5-10 tömegszázalék is lehet. A meglehetosen magas alumínium szennyezettségnek az oka egyértelmuen magában a homokfúvás módszerében keresendo. Ez a forrása a szilícium szennyezettségnek is, mert a homokfúvás során a homokfúvó por nyomokban üveget is tartalmaz. Figyelemre méltó, hogy a szilícium SiO 2 formában van jelen, míg az Al2 O3 -ból származó Al 2p tartománya nem esik egybe az elozo ábra „b”grafikonján lévo tartományával, hanem inkább az alumíniumszuboxid tartományába esik, ami viszont nem biokompatibilis. A lézerkezelés radikálisan csökkenti az alumínium és a szilícium szennyezettséget a felületen, de az alumíniumot nem eliminálja tökéletesen. Ezek az eredmények mutatják, hogy a lézeres kezelés segítségével a felszín megtisztítható. Az alumínium nagy részét és a szilíciumot teljesen eltünteti a felszínrol. Fontos hangsúlyozni, hogy nincs jele a szegregációnak, legalább is az XPS módszer érzékenységi határain belül. Az adatok mutatják, hogy a lézer tisztit akkor is, ha a felszín eredetileg szennyezett volt.

6.1.4 Hisztológiai, hisztomorfometriai vizsgálatok

A tesztimplantátumok eltávolítása után készített szövettani metszetek mindegyikében – 61 mintában, (de jóval több metszetben, mert nem mindegyiknél sikerült az elso metszésnél pontosan haránt metszeteket készíteni) - osszeointegrációt tapasztaltunk, tehát a csont kortikális állományában az implantátum mellett megtömörült csontszegélyt tapasztaltunk. Egyik metszetben sem volt, sem kötoszövetes szöveti kép, sem nekrózisra, sem gyulladásra utaló jel. A metszetek közül háromban – mindegyikben nagy teljesítményu lézerrel kezelt implantátum volt elozoleg – a veloállományban csontosodási szigetet, osteoklasztokat és osteoblasztokat figyeltünk meg. Ennek pontos magyarázatát nem tudtuk adni, csak feltételezheto hogy, a lézeres felület kezelés esetében nagyobb a csontosodási hajlam, mint más felszínek esetében.

72

16., 17. képek A velourben történo csontosodási szigeteket mutatja (30 és 300-szoros nagyítás)

A hisztomorfometriás eredményeink a következo értékeket mutatták: 1., esztergált felszín esetében a BIC (összmenetre számítva): 29% SD ± 3,3% 2., esztergált felszín esetében a BIC (a 3 legjobb esetében) : 33% SD ± 2,2% 3., 250 mikrométeres szemcsenagysággal homokfúvott felszín esetében : 31% SD ± 4,5%; a 3 legjobb esetében :34% SD ± 4% 4., Érdesített (50 mikronos) + kis teljesítményu lézerrel kezelt: 33% SD ± 4%; a 3 legjobb esetében :36% SD ± 2% 5., Érdesített (250 mikronos) + kis teljesítményu lézerrel kezelt: 35% SD ± 4%; a 3 legjobb esetében :37% SD ± 3% 6., Érdesített (250 mikronos) + nagy teljesítményu lézerrel kezelt : 40% SD ± 3%; a 3 legjobb esetében :43 % SD ± 3% 7., Kis teljesítményu lézerrel kezelt felszín: 35% SD ± 3%; a 3 legjobb esetében 37% SD ± 2% 8., Nagy teljesítményu lézerrel kezelt felület : 41% SD ± 4%; a 3 legjobb esetében : 49% SD ± 7% (BIC = Bone Implant Contact; SD = szórás értéke) Ezek az eredmények azt mutatják, hogy mindegyik vizsgált felszín esetében megfelelo volt a csontosodás mértéke és kialakult a csontintegráció.

73

6.2 IN VIVO VIZSGÁLATOK 6. 2. 1 Kihajtási forgatónyomaték (removal torque) mérése állatkísérletekben, véletlenszeruen választott felületi morfológia esetében Az elso vizsgálatunkban véletlenszeruen választott felület forgatónyomaték értékét mértük removal torque teszt segítségével. A kiválasztott felületek a következok voltak:

1. Felületkezelés nélkül, esztergált felszín 2. Alumínium-oxiddal homokfúvott felszín 3. Alumínium-oxiddal homokfúvott felszín és kis teljesítményu lézerrel kezelt felszín 4. Alumínium-oxiddal homokfúvott felszín és nagy teljesítményu lézerrel kezelt felszín

Az egyes kísérleti állatból nyert forgatónyomaték értékeket (Ncm) mutatja a 4. táblázat és diagram:

1

2

3

4

esztergált

érdesített

1 2 3 4 5

27 24 24 15 28

25 24 27 27 28

27 37 42 37 37

33 40 40 46 46

átlagok

23,6

26,2

36

41

érdesített + kis Érdesített + nagy teljesítményu lézerrel teljesítményu lézerrel kezelt kezelt

74

45

sd±4,8

40

sd±6,7

35 30 Forgató25 nyomaték (Ncm) 20

sd±3,2 sd±4,6

15 10 5 0 1

2

3

4

Vizsgálati csoportok

Statisztikai értékeléshez a Wilcoxon próbát alkalmaztam. Az értékeléshez a kapott forgatónyomaték

értékeket

összegeztem,

mert

nem

mindegyik

állatba

sikerült

4

implantátumot behelyezni. A próba elvégzéséhez standardizálni kellett az eredményeket, annak érdekében, hogy ne fordulhasson elo az, hogy egy „gyengébb” felszínnel bíró, de „megszorult” implantátum, kedvezobb értéket mutasson, mint egy „jobb” felszínnel, de rosszabb technikával behelyezett implantátum. A próba megmutatja azt, hogy az egyik felület milyen biztonsággal mutat jobb forgatónyomaték értékeket, mint egy másik felszín.

Wilcoxon próbához alkalmazott standardizált értékeket mutatja az 5. táblázat.

1

2

3

4

1

-0,06

-0,63

-0,06

1,66

2

-0,72

-0,72

0,90

1,27

3

-0,83

-0,50

1,19

0,97

4

-1,32

-0,29

0,56

1,33

5

-0,27

-0,27

0,53

1,34

átlagok

-0,6397

-0,4814699

0,62685069

1,314485682

75

A 6. táblázat a Wilcoxon próba eredményeit mutatja.

módszerek

standardizált-e ?

W értéke

Vszg*

1-4

igen

0

99,21%

2-4

igen

0

99,21%

3-4

igen

1

98,41%

1-4

nem

0

99,21%

2-4

nem

0

99,21%

3-4

nem

6

77,78%

(W érték = Wilcoxon érték, Vszg = valószínuség százaléka- arra vonatkozólag, hogy a második minta hány százalékos eséllyel jobb, mint az elso minta) Az eredménybol az derül ki, hogy a negyedik csoportban lévo nagyteljesítményu lézerrel kezelt felszín - több mint 99%-os biztonsággal mondható - jobb értéket mutat, mint az esztergált, homokfúvott (250 mikrométeres szemcsenagysággal) felszín. A kis teljesítményu lézerrel bevont felszínnel összehasonlítva, 98,5% biztonsággal mondható, hogy jobb a csontintegrációs értéke.

6.2.2

Kihajtási forgatónyomaték (removal torque) mérése állatkísérletek során, különbözo lézeresen felületkezelt morfológia esetében

Második vizsgálatunkban különbözo lézeresen felületkezelt felszínek forgatónyomaték értékét mértük remo val torque teszt segítségével. A kiválasztott felületek a következok voltak: 1. Felületkezelés nélküli, esztergált felszín 2. Alumínium-oxiddal

érdesített

(50

mikron

szemcsenagysággal)

teljesítményu lézerrel kezelt felület (1 J/impulzus) 3. Kis teljesítmény u lézerrel kezelt felület (1 J/impulzus) 4. Nagy teljesítményu lézerrel kezelt felület (3 J/impulzus).

76

és

kis

Az egyes kísérleti állatból nyert forgatónyomaték értékeket (Ncm) mutatja a 7. táblázat és diagram:

esztergált

érdesített+kis kis teljesítményu teljesítményu lézerrel lézerrel kezelt kezelt

nagy teljesítményu lézerrel kezelt

1 2 3 4 5 6 7 8 9

54 47 64 36 60 64 49 70 62

51 47 62 29 44 64 53 73 64

57 52 65 54 34 76 53 66 66

55 60 62 54 68 63 70 72 67

átlagok

52,2

46,6

52,4

59,8

60

sd±4,9 sd±11,3

sd±10,1 sd±12,5

50 40 Forgatónyomaték 30 (Ncm) 20 10 0 1

2

3

Vizsgálati csoportok

77

4

Wilcoxon próba standardizált értékeit és eredményeit mutatja a 8. táblázat:

1

2

3

4

1

-0,1

-1,3

1,1

0,3

2

-0,73

-0,73

0,08

1,38

3

0,5

-0,83

1,17

-0,83

4

-0,57

-1,12

0,84

0,84

5

0,55

-0,49

-1,14

1,07

6

-0,44

-0,44

1,5

-0,61

7

-0,77

-0,35

-0,35

1,47

8

-0,08

0,89

-1,37

0,57

9

-1,24

-0,34

0,56

1,01

átlagok

-0,0697

-0,89476582

0,4104252

0,55408

A 9. táblázat a Wilcoxon próba eredményeit mutatja:

módszerek

standardizált-e

W értéke

Vszg*

1-4

igen

16

96,85%

2-4

igen

14,5

98,12%

3-4

igen

34,5

39,52%

1-4

nem

24

83,85%

2-4

nem

22,5

88,65%

3-4

nem

26, 5

77, 76%

A Wilcoxon próba azt sugallta, hogy a nagy teljesítményu lézerrel kezelt implantátumoknak – 98%-os

biztonsággal

mondható

–

jobb

a

csontintegrációs

képessége

(nagyobb

forgatónyomaték szükséges az eltávolításukhoz), mint az esztergált és az érdesített felületu implantátumoknak. A kis teljesítményu lézerrel kezelt implantátumhoz viszonyítva már nem ennyire egyértelmu az eredmény- bár a próba szerint 40%-os biztonsággal mondható jobbnak a nagy teljesítményu lézer. Végeztünk egymintás t-próbát is, ahol csak a második csoportnál, - az érdesített és kis teljesítményu lézerrel kezelt felületeknél - mutattak, csökkent értéku, tendenciaszeru különbséget (p <0,05), a többi csoporttal történo összehasonlításban nem.

78

7. MEGBESZÉLÉS 7.1 IN VITRO VIZSGÁLATOK 7.1.1 Mikromorfológiai vizsgálatok SEM segítségével Elektronmikroszkópos vizsgálataink során az implantátumok felületének morfológiai összehasonlítását végeztük el. Kétdimenziós képet kapva vizsgáltuk a felületükön képzodött morfológiai elemeket. Összességében elmondható, hogy mindegyik felületkezelési eljárás jól leírható. A legjellegzetesebb képet az anyagtranszport mentes és a kombinált eljárások adták. Többnyire e felületeknek mind az elsodleges, mind a másodlagos struktúrája sikeresen jellemezheto. Abban már különböznek, hogy az egyedi felületi formákat, tudjuk–e jól mérni, adaptálni oket az irodalomból jól ismert paraméterekkel (Albrektsson és mtsa, 1999; Johansson, 1991). Sajnálatos módon a SEM csak kétdimenziós képet ad, így csak összehasonlító elemzésekre alkalmas. Vizsgálatainkhoz elégséges volt a pásztázó elektronmikroszkóp használata, mert mi a különbözo jellegu felületek összehasonlító vizsgálatát akartuk megejteni és összevetni az állatkísérletes modellekbol kapott eredményekkel. Az eredmények igazolták a mikroszkópos képeken látottakat, mert az egyik legjellegzetesebb képet a nagy teljesítményu lézerrel kezelt felszín mutatta.

7.1.2 Nanomorfológiai vizsgálatok AFM segítségével A felületmorfológiai vizsgálatok közül az AFM vizsgálat nem elterjedt vizsgálati módszer az implantátumok felületének vizsgálatakor. Annak ellenére sem, hogy talán a legjobb ábrázolási technikával bír. Az irodalomban Placko és mtsai tettek említést arra vonatkozólag, hogy implantátum felületeket vizsgáltak volna nanométeres nagyságrendben AFM segítségével (Placko és mtsai, 2000). Sawase és mtsai vizsgálták az implantátumok felépítményének a felületét, abból a szempontból, hogy milyen minoségu és mennyiségu szennyezettség rakódik le rájuk (Sawase és mtsai, 1999).

79

Vizsgálatainkkal választ szerettünk volna kapni arra a kérdésre, hogy van-e nanométeres különbözoség az egyes felületek között és ha igen, akkor az milyen jelleggel mutatkozik. Kétféle lézeres felszínt (kis és nagy teljesítményu lézerrel kezelt) vizsgáltuk és azt tapasztaltuk, hogy a két felszín AFM képe között jelentos különbség látható. A nagy teljesítményu

lézerrel

kezelt

felszín

esetében

tízszer

nagyobb

volt

azoknak

a

kiemelkedéseknek a száma, amelyek az 50 nanométeres tartományba esnek. Retrospektív vizsgálataink azt mutatják, hogy feltehetoen az 50-100 nanométeres nagyságban kiemelkedések gyakorisága befolyásolja a felszíni morfológia különbségébol adódó eltéro mértéku csontintegrációt.

7.1.3 Felület anyag-összetételi vizsgálatok XPS segítségével Az XPS módszer nem a felület morfológiájára utal, hanem annak kémiai szerkezetét karakterizálja. Ez a módszer elterjedten használatos az implantátumok vizsgálata esetében (Massaro és mtsai, 2001; Morra és mtsai, 2003; Zhang és mtsai, 2001, Sawase és mtsai, 1998). Morra és mtsai és Sawase és mtsai leírták, hogy egyértelmu az egyes topográfiákat kialakító módszerek és az anyagösszetétele közötti összefüggés. Az is bizonyítottnak látszik, hogy nemcsak a felszíni struktúrák, hanem azok kémiai összetevoi is erosen befolyásolják az implantátumok esetében a környezetükben végbemeno biológiai válaszokat (Morra és mtsai, 2003; Sawase és mtsai, 1998). Kutatásokkal igazolták azt is, hogy a felületmódosításokkal a titán-oxid alatt lévo rétegek is kémiai változásokon mennek keresztül.(Sawase és mtsai, 1998) Vizsgálatunkkal egyértelmuen igazoltuk a lézeres felületkezelés egyik elonyét a nagy felületi tisztaságot (Boyan és mtsai, 1996) és azt, hogy lézeres utókezelés is alkalmazható, akár csak a felületi szennyezodések eliminálására. A módszer alkalmazásával fel szerettük volna hívni a figyelmet arra, hogy a kutatók számára rendelkezésre állnak olyan fiziko-kémiai mérési lehetoségek, melyek a késobbi kutatásokat eredményesebbé, sikeresebbé tehetik.

7.1.4 A


szövettani

vizsgálatokkal

alátámasztottuk

az

állatkísérletekben

kapott

kihajtási

forgatónyomaték (removal torque) eredményeit és igazoltuk, hogy a felületkezeléseink mindegyikénél megfelelo csontintegrációt kaptunk.

80

A nagy teljesítményu lézeres felszín esetében kapott meglepo eredményt, miszerint a veloállományban is találtunk csontosodási szigeteket, magyarázni nem tudjuk, csak feltételezzük, hogy az egyedi mikromorfológia okozhatta. Ezek a felületi mikrogeometriák olyan sejt- fenotípusokat hozhatnak létre, amelyek könnyebben alakulnak át ossteoblastokká (Boyan, 1996, 1998; Schwartz és mtsai, 1997). Hisztomorfometriás vizsgálataink során a felületek a megfelelo osszeointegrációs értékeket mutatták. Annak ellenére, hogy a nagy teljesítményu lézerrel kezelt felszín mutatta a legjobb BIC értéket az egyes felszínek között nem volt szignifikáns különbség (Wilcoxon teszt).

7.2 IN VIVO VIZSGÁLATOK 7. 2. 1 Kihajtási forgatónyomaték (removal torque) mérése állatkísérletekben, véletlen szeruen választott felületi morfológia esetében Az irodalomban számos összehasonlító vizsgálat történt már removal torque teszttel, szinte nincs olyan felületalakítási módszer (kivétel a lézeresen kezelt felszín), amelyet összehasonlító analízissel ne vizsgáltak volna (Carlsson és mtsai, 1988; Cordioli, és mtsai, 2000; Han és mtsai ,1998; Johansson és mtsai, 1998; Klokkevold és mtsai, 2001; Kong és mtsai, 2002; Larsson és mtsai, 1994; Soltész és mtsai, 1991; Sullivan és mtsai,1996; Wennerberg, 1996,1997). Így mi az általunk legismertebb felületeket hasonlítottuk össze, úgy, hogy szem elott tartottuk azt, hogy a lézeresen kezelt felszíneknek legyen prioritása. A kapott eredmények több kérdést vetettek fel. Az elso kérdés, hogy a removal torque teszt állatkísérletes módszere megfeleloen bizonyítja-e az egyes felületkialakítások biológiai értékét. A módszert, mint azt már leírtam, általánosan alkalmazzák, így nemzetközi összehasonlításnak ez szinte az egyik legjobban elfogadott formája, lehetosége. Kétségtelen, hogy a kísérleti állatok combcsontja a humán állcsontoktól eltéro anatómiai szerkezetu. A csontintegráció a külso, kortikális állományban mehet végbe és eseteinkben az implantátumok csavarmeneteinek majdnem a fele a velourben helyezkedett el. Az implantátumok csontintegrációjában résztvevo csontszövetet, éppen az anatómiai adottságok miatt, közel azonos mennyiségunek és minoségunek tekinthettük, így kizárhattuk a különbözo csontsruktúrából adódó gyógyulási különbségeket.

81

A kihajtási forgatónyomaték teszt (removal torque) célja az összehasonlítás volt és a kapott eredmények egymáshoz való viszonyításából tudtunk levonni - ezek biológiai értékére vonatkozó - következtetéseket. Természetesen nem lehet állítani, hogy ezek az eredmények humán körülmények között is hasonlóak lettek volna, de a tendencia valószínusítheto. Az eredmények megfelelo értékelésénél fontosnak tekintettük az önkontrollos vizsgálati protokollt. Ennél a vizsgálatnál a lézeresen kezelt felületek egyértelmuen jobbnak mutatkoztak (Wilcoxon próba), mint a másik három felszín, épp ezért helyeztük a hangsúlyt a továbbiakban ezekre a felszínekre. A nagy teljesítményu lézerrel kezelt felület szignifikánsan nagyobb forgatónyomaték értéket mutatott, mint a többi minta. Ugyanakkor eredménynek könyveltük el azt a tényt is, hogy mindegyik implantátum (ketto kivételével), függetlenül a felszíni megmunkálástól 20 Ncm-nél nagyobb forgatónyomaték értéket mutatott, amely azt mutatja, hogy ezek csontintegrációs értéke stasztikailag értékelheto (Han és mtsai, 1998; Sullivan és mtsai, 1996). Az egyes csoportokat, felületkezeléseket (átlagolás után) vizsgálva, kijelenthetjük, hogy mindegyik felületkezelési csoportnak megfelelo volt a csontintegrációja, mert magasabb forgatónyomaték értéket mutatattak, mint az etalo nnak számító 20 Ncm. Így leírhatjuk, hogy az általunk alkalmazott módszer, hatásos és eredményes volt. A kapott eredményeket statisztikailag feldolgozhatónak tartottuk. A lézeres felületkezelés biológiai értékét egyszeru megközelítésben a felület nagyfokú tisztaságában és az egyedi mikromorfológiájában kereshettük (Gaggl és mtsai, 2000).

7.2.2 Kihajtási forgatónyomaték (removal torque) mérése állatkísérletekben, különbözo lézeresen felületkezelt morfológia esetében Ebben a vizsgálatban csak lézeresen felületkezelt minták szerepeltek. A kísérletben, ahol minden állatnál, minden implantátum szerepel, az átlagértékek különbségét is bizonyító jellegunek tekintettük. Ennél a vizsgálatnál a nagy teljesítményu lézer csak az esztergált valamint a homokfúvott és kis teljesítményu lézerrel kezelt felszínekkel történo összehasonlításban bizonyult szignifikánsan jobbnak (Wilcoxon és egymintás t-próba). A kis és nagy teljesítményu lézerrel kezelt felületek közötti szignifikancia hiányának az oka a viszonylag kevés elemszám. Az elektronmikroszkopós vizsgálatok alapján azonos nagyságrendu és hasonló morfológiát adó, kombinált érdesített és kis teljesítményu lézerrel kezelt felület átlagértékei csak kismértékben tértek el a nagy teljesítményu lézertol.

82

Összességében megá llapítható, hogy a nagy teljesítményu lézer mutatta a legjobb eredményeket (mindkét vizsgálat során). A legújabb kutatások a mikrogeometria jelentoségét a csontképzésre gyakorolt hatásában látják. Nem kizárható a lézernek az anyag felületi energiájának növelo hatása sem, amely a csontképzésben úgyszintén fontos szerepet játszhat (Boyan és mtsai, 1996).

Összefoglalva megállapíthatjuk, hogy: ? In vitro vizsgálatok: ? Pásztázó

elektronmikroszkópos

vizsgálattal

megfeleloen

lehet

jellemezni az adott felületkezelési eljárásokat. ? Igazoltuk, hogy különbség van a felületkezelések között a nanométeres struktúrák nagyságában és számában, retrospektíven feltételezzük, hogy a nagy teljesítményu lézerrel kezelt felszín kiemelkedoen jó csontintegrációs képességében szerepet játszanak a nanométeres felületi elemek. ? Kimutattuk a különbözo felületkezelések során kapott felszínek kémiai összetevoinek különbségét, mely utal az adott felszín tisztaságára, szennyezettségére. ? Szövettanilag alátámasztottuk az állatkísérletek során kapott kvantitatív mérések eredményeit és minden esetben igazoltuk a csontintegráció létrejöttét. ? In vivo vizsgálatok: ? Igazoltuk mérésének

állatkísérletekben, (removal

torque),

létjogosultsága.

83

hogy mint

a

kihajtási biológiai

forgatónyomaték indikátornak

van

? Méréseinkkel

(removal

torque)

kimutattuk,

hogy

az

egyes

felületkezelések között jelentos különbség van a csontintegrációs értékben ? Az általunk alkalmazott nagy teljesítményu lézerrel kezelt felület adta a legjobb csontintegrációs paramétereket.

84

8. KÖSZÖNETNYILVÁNÍTÁS Mindenekelott szeretném köszönetemet és hálámat kifejezni témavezetomnek, Dr. Divinyi Tamás professzor úrnak, aki szinte a pályakezdésem óta, a tudományos kutatás világába vezetett. Tanított, nevelt, támogatott és követelt. Példát mutatott, abban hogy lehet a mostani felgyorsult világban, a felszaporodott tennivalók mellet is tudományos kutatással foglalkozni. Nélküle ez a munka nem született volna meg.

Hálával és köszönettel tartozom Dr. Szabó György professzor úrnak, a SE Szájsebészeti és Fogászati Klinika igazgatójának, aki bátorításával és támogatásával volt nagy segítségemre. Lehetové tette hazai és külföldi kongresszusokon való részvételemet és közleményeim mielobbi megjelenését.

Köszönet illeti a KFKI MTA Muszaki és Anyagtudományi Kutatóintézet munkatársainak, Karacs Albertnak és Peto Gábornak az áldozatos és segítokész munkáját, mellyel jelentosen hozzájárultak dolgozatom megírásához. Türelemmel segítettek a felületfizika egyes kérdéseinek és módszertanának a megértéséhez.

Köszönö m Werglesz Albertnek az elektronmikroszkópos képek és a hisztomorfometriás vizsgálatok kivitelezésében, Tamási Annának a szövettani metszetek elkészítésében, Dr. Honti József c.egyetemi docensnek és Dr. Kopper László egyetemi tanárnak a szövettani metszetek kiértékelésében és Dr. Fazekas Árpád egyetemi tanárnak az állatkísérletek során nyújtott segítségét.

Köszönöm Ribényi Ákosnak a statisztikai kiértékelésben és Dr. Koppány Ferencnek az ábrázolásban és a számítástechnikában és Dr.Lörincz Ádámnak a nyelvtani lektorálásban nyújtott segítségét.

Nem tudom elfelejteni kollégáimnak, a Szájsebészeti és Fogászati Klinika dolgozóinak segítokész magatartását.

Nehezen kifejezheto hálát érzek párom és családom türelméért és bátorításáért.

85

9. Irodalomjegyzék Albrektsson, T., Brånemark, P.I., Hansson, H.A., Lindström, J.: Osseointegrated titanium implants Acta orthop.scand. 52: 155-170, 1981.

Albrektsson, T., Hansson, H.A.: An ultrastructural description of the interface between bone and sputtered titanium or stainless steel surfaces Biomaterials 4:167, 1986.

Albrektsson,

T.,

Wennerberg,

A. :

Die

klinische

Bedeutung

verschidener

Oberflacheneigenschafften enossaler Titanimplantate Implantologie 3: 235 – 246, 1999.

Arys, A., Philippart, C., Dourov, N., He, Y., Le, Q.T., Pireaux, J.J.: Analysis of titanium dental implants after failure of osseointegration combined histological, electron microscopy, and X-ray photoelectro spectroscopy approach J Biomed Mater Res 43: 300-312, 1998.

Baier, R.E., Meyer, A.: Implant surface preparation Int. J. Oral Maxillofacial Implants 3: 9-20, 1988.

Baier, R.E., Meyer, A., Carter, J.M.: Surface properties determine bioadhesive outcomes: Methods and results J. Biomed. Mater. Res. 18: 337, 1984.

Baker, D.A., London, R.M., Oneal, R.B.: Integration strength and speed of dual-etched titanium implants: A comparative study in rabbits 13th Annual Meeting, Academy of Osseointegratio, Atlanta/Georgia, 1998.

86

Bereznai M., Pelsoczi I., Tóth Z., Turzó K., Radnai M., Bor Z., Fazekas A.: Surface modifications induced by ns and sub-ps excimer laser pulses on titanium implant material Biomaterials 24: 4197-4203, 2003.

Boyan, B.D., Hummert, T., Kieswetter, K., Schraub, D., Dean, D., Schwartz, Z.: Effect of titanium surface characteristics on chondrocytes and osteoblast in vitro Cells and Materials 5: 323-335, 1995.

Boyan, B.D., Hummert T.W., Dean D.D., Schwartz Z.: Role of materials surfaces in regulating bone and cartilage cell response Biomaterials. 17: 137, 1996.

Boyan, B.D., Batzer, R., Kieswetter, K., Liu, Y., Cochran, D.L., Szmukler-Moncler, S.S., Dean, D.D., Schwartz Z. : Titanium surface roughness alters responsiviness of MG63 osteoblast- like cells to 1 alpha, 25-/OH/2D3 J. Biomed. Mater. Res. 39: 77 – 85, 1998.

Brånemark, P.I., et al.: Osseointegrated implants in the treatment of the edentulous jaw. Experience from a 10- year period Scand. J. Plast. Reconstr. Surg. 16: 1, 1977.

Brunette, D.M.: The effects of implant surface topography on the behavior of cells Int. J. Oral Maxillofac. Implants 3: 231, 1988.

Buser, D., Nydegger, T., Hirt, H.P., Cochran, D.L.:Removal torque values of titanium implant in the maxilla of miniature pigs Int J Oral Maxillofac Ompl 13: 611-619, 1998.

Buser, D. : Titanimplantate mit angerauhter Oberfläche Implantologie 3: 249-268, 1999.

Carlsson, L., Rostlund, T., Albrektsson, B., Albertsson, T.: Implant fixation improved by close fit Acta Orthop Scand 59: 272-275, 1988. 87

Carlsson, L., Rostlund, T., Albrektsson, B., Albertsson, T.: Removal torque for polished and rough titanium implants Int. J. Oral Maxillofacial Implants 3: 21-22, 1988.

Cochran, D.L., Simpson, J., Weber, H.P., Buser, D.: Attachment and growth of periodontal cells on smooth and rough titanium Int J Oral Maxillofac Implants 9: 289-297, 1994.

Cochran, D. L., Nummikosi, P.V., Higginbottom, F.L., Hermann, J.S., Makins, S.R., Buser, D.: Evaluation of an endosseous titanium implant with a sandblasted and acid-etched surface in the canine mandible: radiographic results Clin Oral Impl Res 7: 240-252, 1996.

Cochran, D.L.: A comparison of endosseus dental implant surface J Periodontal 70: 1523- 1539, 1999.

Cochran, D.L.: The scientific basis for and clinical experiences with Straumann implants including the ITI Dental Implant System: a consensus report Clin Oral Impl Res 11: 33-58, 2000.

Cochran, D.L., Buser, D., et al.: The use of reduced healing times on ITI® implants with a sandblasted and acid-etched(SLA) surface: Early results from clinical trials on ITI® SLA implants Clin Oral Impl Res 13: 144-153, 2002.

Cook, S.D., Georgette, F.S., Skinner, H.B., Haddad, R.J.: Fatigue properties of carbon- and porous-coated Ti-6Al-4V alloy J Biomed Mater Res 18: 497-512, 1984.

Collis, J.J., Embery, G.: Absorption of glycosaminoglycans to commercially pure titanium Biomaterials 13: 548-552, 1992.

88

Collins, D.H.: Tissue changes in human femurs containing plastic appliances J. Bone Joint Surg. 36: 458- 467, 1954.

Cordioli, G., Piatteli,A.: Removal torque and histomorphometric investigation of 4 different titanium surface: an experimental study in the rabbit tibia Int J Oral and Maxillofacial Implants 15: 668-674, 2000.

Divinyi, T.: Fogászati implantológia Springer Hungarica Kiadó Kft., 1998.

Divinyi, T(szerk.) : Implantációs fogpótlások a fogorvosi gyakorlatban Springer Tudományos Kiadó Kft., 2002.

De Groot, K., Wolke, J., Gessink, R., Serekian, P.: Plasmasprayed coatings of hydroxylapatite European Congress on Biomaterials, Bologna, 1986.

Donath, K., Kirsch, A. : Welche Bedeutung hat die primer Stabilisation von Implanteten für die ossare Integration während der Einheilphase? Z. Zahnärztl. Implantol. 2: 11, 1986.

Donath, K.: Die Trenn-Dünnschliff- Techniq zur Herstellung histologischer Präparaten von nicht schneidbaren Geweben und Materialien Der Präparator 34: 197-206, 1988.

Ducheyne, P.: In vitro and in vivo modelling of the biocompatibility of titanium Sixth World Conference on Titanium, France p.551, 1988.

Ericsson, I., Johansson, C.B., Bystedt, H., Norton , M.R.: A histomorphometric evaluation of bone- to- implant contact on machene-preaperd and roughened titanium dental implants Clin Oral Impl Res 5: 202-206, 1994.

Eriksson, R.A., Albrektsson, T.: Temperature threshold levels for heat- induce bone tissue injury: a vitalmicroscopic study in the rabbit J Prosthet Dent 50: 101, 1983. 89

Eriksson, R.A., Albrektsson, T.: The effect of heat on boneregeneration: an experimental study in the rabbit using the bone growth chamber J oral Maxillofac Surg 42: 705, 1984.

Eriksson, C.: Surface energies and the bone induction principle J. Biomed. Mater. Res. 19, 883, 1985.

Fallschüssel, H.: Das allergene Potential von Titan Zeitschrift für zahnärztliche Implantologie, Band II, 1995,

Fejérdy, P., Fábián, T., Lindesz, F.: A lakosság szájállapota és a fogászati ellátás jelenlegi ráfordításai Klinikai tanulmány. Budapest, 1989.

Fiatec Aktiengesellschaft, Division Medizintechnik: Einfluss der Implantatoberfläche auf das Regenerationspotential am Interface, 1998.

Finni, M., Cigada, A., Rondelli, G., Chiesa, R.. In vitro and in vivo behaviour of Ca- and Penriched anodized titanium Biomaterials 20: 1587-1594, 1999.

Francois, P., Vaudaux, M., Taborelli, M., Tonetti, M., Lew, D.P., Descouts, P.: Influence of surface treatment developed for oral implants on the physical and biological properties of titanium Clin Oral Impl Res 8: 208-225, 1997.

Gaggl, A., Schultes, G., Müller, W.D., Rainer, H.: Licht- und elektronmikroskopische Analyse laserbearbeiteter Titanimplantate Implantologie 1. 21-31, 2000.

Gaggl, A., Schultes, G., Müller, W.D., Karchen, M.: Scanning electron microscopical analysis of laser treated titanium implant surfaces – a comparative study Biomaterials 21: 1067-1073, 2000. 90

Gáspár, L., Kásler, M.: Laserek az orvosi gyakorlatban Springer Hungarica Kiadó Kft., 1996.

Giber, J. (szerk.): Szilárdtestek felületfizikája Müszaki Könyvkiadó, Budapest, 1987.

Goldstein, J., Newburg, D.E., Ecklin, P., Fiori, C.H., Urshin, R.: Scanning electron microscopy and X-ray microanalysis Plenum Press, New York, 1988.

Hall, J., Lausmaa, J.: Properties of a new porous oxide surface on titanium implants Appl Osseointegr Res 1: 5-8, 2000.

Han, C-H., Johansson, C.B., Wennerberg, A., Albrektsson, T.: Quantitative and qualitative investigations of surface enlarge titanium and titanium alloy implants Clin Oral Impl Res 9: 1-10, 1998.

Hermann, J.S., Buser, D., Schenk, R.K., Higginbottom, F.L., Cochran, D.L.: Biologic width around titanium implants. A physiologically formed and stable dimenson over time Clin Oral Impl Res 11: 1-11, 2000.

Hermann, J.S., Buser, D., Schenk, R.K., Higginbottom, F.L., Cochran, D.L: Biologic width around one- and two-piece titanium implants. A histometric evaluation of unloaded nonsubmerged and submerged implants in the canine mandible Clin Oral Impl Res 12: 559-571, 2001.

Hopp, K., Lange, P.: Titanwendungen in der Implnatologie In H.-J.Hartmann: Aktueller Stand der zahnärztlichen Implantologie, Spitta Verlag, 1996.

Ivanov, C.J., Hallgren, C., Widmark, G., Sennerby, L., Wennerberg, A.: Histologic evaluation of the bone integration of TiO2 blasted and turned titanium microimplants in humans Clin Oral Impl Res 12: 44-50, 2001. 91

Jerosch, G., Bader, A., Uhr, G.: Knochen (curasan Taschenatlas spezial) Georg Thieme Verlag, Stuttgart, 2002.

Johansson, C.B.: On tissue reactions to metal implants, Ph.D. Thesis. Biomaterials Group, Dept of Handicap Research, University of Göteborg, Göteborg, Sweden, 1991.

Johansson, C.B., Han, Ch-H., Wennerberg, A., Albrektsson, T.: A quantitative comparison of machined commercially pure titanium and titanium – aluminium – vanadium implants in rabbit bone Int J Oral Maxillofacial Implants 13: 315 – 321, 1998.

Gotfredsen, K., Nimb, L., Hjörtling- Hansen, E., Jensen, J.S., Holmen, A.: Histomorphometric and removal torque analysis for TiO2-blasted titanium implants. An experiment on dogs Clin Oral Impl Res 3: 77, 1992.

Gottlow, J., Johansson, C., Albrektsson, T., Lundgren, A.K.:Biomechanical and histologic evaluation of the TiUnite and Osseotite Implant surface in rabbits after 6 weeks of healing Applied Osseointegration Research 1: 25-28, 2000.

Grundschober, F., Kellner, G., Eschberger, J., Plenck, Jr.: Long-term osseous anchorage of endosseous dental implants made of titanium and tantalum. First World Biomaterials Congress, 1980.

Gross, K.A., Berndt, Ch.C., Iacono, V.J.: Variability of hoatedydroxyapatite-coated dental implant Int J Oral Maxillofac Implants 13: 601-610, 1998.

Hulbert, S.F., Morisson, S.J., Klawitter, J.J.: Tissue reakcion to three ceramics of porosus and non-porosus structures J Biomed Mater Res 6: 347-374, 1972.

92

Johansson, C.B.: On tissue reaction to metal implants Ph.D.thesis, Göteborg, Sweden,1991.

Johansson, C.B.: A biomechanical and histomorphometric comparison between different types of bone implants evaluated in a rabbit model To appear in Eur J Exp Musculokeletal Res, 1991

Jones, F.H.: Teeth and bones: applications of surface scince to dental materials and related biomaterials Surface Science Reports 42: 75-205, 2001.

Kasemo, B., Lausmaa, J.: Biomaterial and implant surfaces: on the role of cleanliness, contamination, and preparation procedures J. Biomed. Mater. Res. 22: 145 – 158, 1988.

Kawahara, D.K., Ong, J.L., Raikar, G.N., Lucas, L.C., Lemons, J.E., Nakamura, M.: Surface characterization of radio – frequency glow-discharged and autoclaved titanium surface Int. J. Oral Maxillofac. Implants 11: 435 – 442, 1996.

Keller, J.C., Draughn, R.A., Wightman, J.P., Dougherty, W.J., Meletiou, S.D.: Characterization of sterilized CP titanium implant surface Int J Oral Maxillofac Implants 5: 360-367, 1990.

Kettner, R., Jänicke, S., Schmitz, H.-J.: Tierexperimentelle Testung einer unter Niederdruckbedingungen gespritzten Hydroxylapatit-keramikbeschichtung Mund Kiefer Gesichts Chir 1: 335-339, 1997.

Klawitter, J.J., Weinstein, A.M.: The status of porous materials to obtain directs skeletal attachment by tissue ingrowth Acta Orthop. Belg. 40: 755-760, 1974.

Klinger, M.M., Rahemtulla, F., Prince, C.W., Lucas, L.C., Lemons, J.E.: Proteoglycans at the Bone-Implants Interface 93

Critical reviews in Oral biology and Medicine 9: 449-463, 1998.

Klokkevold, P.R., Nishimura, R.D.: Osseointegration enhanced by chemical etching of titanium surface Clin Oral Impl Res 8: 442-447, 1997.

Klokkevold, P.R., Johnson, P., Dadgostari, S., Caputo, A., Davies, J.E.: Early endosseous integration enhanced by dual acid etching of titanium torque removal study in the rabbit Clin Oral Implants Res 12: 350-357, 2001.

Kofstad, P.: Nonstoichiometry, Diffusion, and Electrical Conductivity in Binary Metal Oxides Wiley- Interscience, New York 2: 137-153, 1972

Kong, Y.M., Kim, D.H., Kim, H.E., Heo, S.J., Koak, J.Y.: Hydroxilapatite-based composite for dental implants : An in vivo removal torque experiment J Biomed Mater Res 63: 714-721, 2002

Krutsay, M.: Patho lógiai technika Medicina Könyvkiadó Rt., 1999.

Kulinaro, M., Pireaux, J.J., Caudano, R., Dourov, E.N.: Surface studies on titanium IMZ implants J Biol Buccale 19: 247-253, 1991.

Larsson C., Thomsen, P., Lausmae, J., Rodahl, M., Kasemo,B., Ericson, L.E.: Bone response to surface modified titanium implants: studies on electropolished implants with different oxide thickness and morphology Biomaterials 5: 1062-1063, 1994.

Larssson, C.: The interface between bone and implants with different surface oxide properties Applied Osseointegration Research 1: 9-14, 2000.

94

Lausmma, J., Kasemo, B.: Accelerated oxide growth on titanium implants during autoclaving caused by fluorine contamination Biomaterials 6: 23-27, 1985.

Lausmaa, J.: Surface oxides on titanium: Preparation, characterisation and biomaterial applications Ph. D. Thesis, Department of Physiks, University of Göteborg, Sweden, 1991.

Lazzara, R.J.: Hat die Beschaffenheit der Oberfläche einen Einfluß auf die Erfolgsaussichten von dentalen Implantaten? Implantologie 3: 271 – 276, 1999.

Lazzara, R.J., Testori, T., Trisi P., Porter, S.S., Weinstein R-L.: A human histologic analysis of osseotite and machined surface using implants with 2 opposing surfaces. Int J of Periodontics Restorative Dent 19: 117-129, 1999.

Lill, W., Velikogne, W., Danhel-Mayrhauser, M., Haider, R., Plenk, H., Watzek, G.: Histomorphometrische untersuchung der Knochenreaktion um extraoralen Brånemark® - und TPS® Titanschrauben beim Schaf Zeitschrift für Zahnärzliche Implantologie 8: 103-112, 1992.

Lim, J.Y., Oshida, Y., Andres, J.C., Barco, T.M.: Surface characterisations of variously treated titanium materials Int J Oral Maxillofac Implants 16: 333-342, 2001.

Linder, L., Lundskog, J.: Incorporation of stainless steel, titanium and vitallium in bone Injury 6: 277-285, 1975.

Listgarten, M.A., Buser, D., Steinemann, S.G., Donath, K., Lang, N.P., Weber, H.P.: Light and transmission electron microscopy of the intact interfaces between non-submereged titanium-coated epoxy resin implnts and bone or gingiva J Dent Res 71: 364-371, 1992.

95

Massaro, C., Baker, M.A., Cosentino, F., Ramires, P.A., Klose, S., Milella, E.: Surface and biological evaluation of hydroxyapatite-based coatings titanium deposited by different techniques J Biomed Mater Res 58: 651-657, 2001

Mc Alarney, M, Oshiro, M., Mc Alarney, C.: Effect of titanium dioxide passiv film crystal structure, thickness, and crystallinity on C3 adsorption Int J Oral Maxillofac Implants 11:73-80, 1996.

Mc Alarney, M.E., Skalak, R., Kim, S., Neugroschl, D., Machlin, E.S.: TEM immunogold staining of C3 from plasma onto titanium oxides J Biomed Mater Res 25: 845-864, 1991.

Morra, M., Cassinelli, C., Bruzzone, G., Carpi, A., Di Santi, G., Giardino, R., Fini, M.: Surface chemistry effects of topographic modification of titanium dental implant surface: 1. Surface analysis Int J Oral Maxillofac Implants 18: 40-45, 2003.

Mosser, A., Speisser, C., Muster, D.: Surface physies methods for biomaterials characterisation Biomaterials-Hard Tissue Repair and Replacment 143, 1992.

Mouhyi, J., Sennerby, L., Pireaux, J.J., Dourov, N., Nammour, S., Van Reck, J.: An XPS and SEM evaluation of six chemical and physical technique for cleaning of contaminated titanium implants Clin Oral Implants Res 9: 185-189, 1998.

Muster, D., Champy, M.: Le probleme d interface os- biomateriaux Actualités Odonto-Stomat. 121: 109-124, 1978.

Nentwig, G.H., Reichel, M.: Vergleichende Untersuchung zur Mikromorphologie und Gesamtoberfläche enossaler Implantate Z. Zahnärztl Implantologie 10: 150 – 154, 1994.

96

Nobel Biocare Österreich: Implantatprothetik – das Brånemark System® ist ein System für alle Indikationen: Der Mediziner, 11/99, S. 33.

Ogiso, M., Yamamura, M., Kuo, P.T., Borgese, D., Matsumoto, T.: Comperative push-out test of dense HA implants and HA-coated implants: findings in a canine study J. Biomed. Mater. Res. 39: 364-372, 1998.

Olefjord, I., Hansson, S.: Surface analysis of four dental implant system Int. J. Oral Maxillofacial Implants 8: 32-33, 1993.

Orsini, G., Assenza, B., Scarano, A., Piatteli, M., Piatteli, A. : Surface analysis of machined versus sandblasted and acid-etched titanium implants Int J Oral Maxillofac Implants 15: 779-784, 2000.

Osborn, J.F.: Biowerkstoffe und ihre Anwendungen bei Implantaten Schweiz. Mschr. Zahnheilk. 77: 580, 1979.

Parfitt, A.M., Drezner, M.K., Glorieux, F.H., Kanis, J.A., Malluche, H., Meunier, P.J., Ott, S.M., Recker, R.R.: Bone Histomorfometry: standardization of Nomenclature, Symbols, and Units Journal of Bone and Mineral Research, 6: 595-610, 1987.

Perényi,

J.,

Bene,

L.,

Radnai,

M.,

Fazekas,

A.:

Fogászati

implantátumok

osszeointegrációjának kvantitatív minosítésére szolgáló kinyomási próba modellvizsgálata Fogorv. Szemle 93: 105-111. 2002.

Piatteli, A., Corigliano, M., Scarano, A., Quaranta, M.: Bone reactions to early occlusal loading of two stage titanium plasma-sprayed implants: a pilot study in monkeysInt J Periodontics Restorative Dent 17: 162-169, 1997.

Placko, E.H., Sourabh, M., Weimer, J.J., Lucas, L.C.: Surface characterization of titaniumbased implant Materials Int J Oral Maxillofac Implants 15: 355-363, 2000.

97

Plenk, H.jr., Danhel_Mayrhauser, M., Reichsthaler, J.: Schuh, E.: The bone-tantalum interface in the double-blade- implant „Implandent Austria”. A clinical and histomorphometrical evaluation. Vortrag Chester, U.K., 9’ European conference on biomaterials 1991.

Puleo, D.A., Nanci, A.: Understanding and controlling the bone- implant interface Biomaterials 20: 2311-2321, 1999.

Rateitschak, K.H., Wolf, H.F.: Farbatlanten der Zahnmedizin, Band 10 Spiekermann et al.: Implantologie, Georg Thieme Verlag, 1994.

Roberts, W.E. : Bone tissue interface J Oral Implantol. 14: 217, 1988.

Rontó, Gy., Tarján, I.(szerk): A biofizika alapjai Medicina Könyvkiadó Kft, 1991.

Rohlich, K.: A szövettan alapvonalai Pécs, 1935.

Sawase, T., Wennerberg, A., Hallgren, C., Miyamoto, I., Albrektsson, T.: Atomic force microscopic study of commercially available implant abutments Clin Implant Dent Rel Res 1: 92-97, 1999.

Sawase, T., Hai, K., Yoshida, K., Baba, K., Hatada, R., Atsuta, M.: Spectroscopic studies of three osseintegrated implants J Dent 26: 119-124, 1998.

Schliephake, H., Neukam, F.W., Urban, R.: Titanbelastung parenchymatöser Organe nach Insertion von Titanschraubenimplantaten Z Zahnärztl Implantol 5: 180-184, 1989.

Schroeder, A., Stich, H., Straumann, F., Sutter, F.: Über die Anlagerung von Osteozement an einen belasteten Implantatkörper Schweiz Monatschr Zahnheilk 88: 1051-1057, 1978. 98

Schulte, W., Heimke, G., D’Hoedt, B.: Enossale Implantate (Frialit- Typ Tübingen) aus Aluminiumoxidkerámik. In Franke, J.: Der heutige Stand der Implantologie Hanser München, 1980.

Schwartz, Z., Kieswetter, K., Dean, D.D., Boyan B.D.: Underlying mechanisms at the bone – surface interface during regeneration J. Periodontal Res. 32: 166 –171, 1997.

Sennersby, L., Thomsen, P., Ericson, L.E. : A morphometric and biomechanic comparison of titanium implants inserted in rabbit cortical and cancellous bone Int J Oral Maxillofac Implants 7: 62-71, 1992.

Siegele, D., Soltesz, U.: Implantate mit intramobilen Einsätzen als Brückepfeiler Z Zahnärztl Implantol 2: 117, 1986.

Soltész, U., Bernauer, G.: Ermittlung der Scherfestigkeit von Knochen-Implantat Verbunden Z. Zahnarztl. Implantol. 7: 260, 1991.

Spiekermann, H.: Implantologie Georg Thieme Verlag, 1994.

Suba, Cs., Velich, N., Vida, Gy., Kovács, L., Kiss, G., Szabó, Gy.: Anodikus titánoxidréteggel bevont titán implantátumok felületének vizsgálata SIMS és XPS módszerrel Fogorvosi Szemle, leadás alatt.

Sullivan, D.Y., Sherwood, R.L.,Mai, T.N.: Preliminary results of a multicenter study evaluating a chemically enhanced surface for machined commercially pure titanium implants J Prosthet Dent 78: 379-386, 1997.

Sullivan, D.Y., Sherwood, R.L., Collins, T.A., Krogh, H.J.: The reverse torque test. A clinical report Int J Oral Maxillofac Implants 11: 179-185, 1996.

99

Steflik, D.E., Parr, G.R., Sisk, A.L., Lake, F.T., Hanes, Ph.J.: Histomorphometry of the dental implant-bone interface: One –year results of s comperative investigation in dogs Int J Oral Maxillofac Implants 9: 501-512, 1994.

Stout, K.-J., Sullivan, P.J., Dong, W.P., Mainsah, E., Luo, N., Mathia, T., Zahouani, H.: The development of methods for the characterisation of roughness in three dimensions. EUR 15178 EN of commission of the European Communities, Birmingham, England.

Svehla, M., Morberg, P., Zicat, B., Bruce, W. Sonnabend, D., Walsh, W.R.: Morphometric and mechanical evaluation of titanium implant integration: comparison of five surface structures J. Biomed. Mater. Res. 51: 15-22, 2000.

Szabó, Gy., Kovács, L., Vargha, K.: Lehetoségek az orvosi implantátumok felületi tulajdonságainak javítására ( 1. rész ) Fogorvosi Szemle 87: 191 – 199, 1994.

Szabó, Gy., Kovács, L., Vargha, K., Barabás, J., Németh, Zs.: A new advanced surface modification technique- Titanium Oxide Ceramic surface implants: the background and longterm results Journal of Long-Term Effects of Medical Implants 3: 247-259, 1999.

Uitto, V.J., Larjava, H., Peltonen, J., Brunette, D.M.: Expressions of fibronectin and integrins in cultured periodontal ligament epithelial cells J. Dent. Res. 71: 1203 – 1211, 1997.

Taborelli, M., Jobin, M., François, P., Vaudaux, P., Tonetti, M., Szmukler-Moncler, S., Simpson, J.P., Descouts, P.: Influence of surface treatment developed for oral implants on the physical and biological properties of titanium Clin Oral Impl Res 8: 208 –216, 1997.

Trisi, P,Lazzara, R., Rao, W., Reboudi, A.: Bone- implant contact and bone quality: of expected and aktual bone contact on machined and osseotite implant surface Int J Periodontics Rest Dent 22: 535-545, 2002. 100

Turzó, K., Pelsoczi, K., Fazekas, A.: Alloplasztikus anyagok biointegrációjának alapjai Tudományos Továbbképzo Konferencia és Fogorvostalálkozó, Szeged, 2003.

Tsuboi, Y., Sennerby, L., Albrektsson, T., Ektessabi, A.M., et al.: Soft tissue response to titanium implants treated by ion beam sputter deposition Submitted for publication

Vajdovich, I.: A gyakorló fogorvos implantológiája Dental Press Hungary Kft. 2002.

Wataha, J.C.: Materials for endosseous implants Journal of Oral Rehabilitation 23: 79-90, 1996.

Watzek, G., Matejka, M., Grundschober, F., Plenk, H.jr.: Enossale Implantate. Theoretische und morphologische Grundlagen- klinische Konsequenze Z Stomat 82: 27, 1985.

Watzek, G.: Enossale Implantate in der oralen Chirurgie Quintessenz, Berlin, 1993.

Wennerberg, A., Albrektsson, T., Ulrich, H., Krol, J.J.: An optical three-dimensional technique for topographical descriptions of surgical implants Journal of Biomedical Engineering 14: 412-418, 1992.

Wennerberg, A., Albrektsson, T., Andersson, B. : Design and surface characteristics of 13 commercially available oral implant systems Int J Oral Maxillofacial Implants 8: 622-633, 1993.

Wennerberg, A., Albrektsson, T.: Bone tissue response to commercially pure titanium implants blasted with fine and coarse particles of aluminium oxide Int J Oral Maxillofacial Implants 11: 38-45, 1996.

Wennerberg, A.: On surface roughness and implant incorporation (Ph.D.-thesis) 101

Department of Biomaterials/Handicap Research Institute for Surgical Sciences, and Department of Prosthetic Dentistry Göteborg University, Göteborg, Sweden, 1996

Wennerberg, A., Albrektsson, T., Lausmaa, J.: Torque and histomorphometric evaluation of c.p. titanium screws blasted with 25-and 75 micrometer-sized particles of Al2O3. J Biomed Mater Res 30: 251-260, 1996.

Wennerberg, A., Ektassobi, A., Albrektsson, T., Johansson, L. Andersson, B.: A 1- year follow up of implants of differing surface roughness placed in rabbit bone Int J Oral Maxillofac. Implants 12: 486-490, 1997.

Wennerberg, A., Sawase, T., Kultje, C.: The influence of Carisolv on enamel and dentine surface topography Eur J Oral Sci 107: 297-306, 1999.

Wennerberg, A., Hallgren, C., Johansson, C., Danelli, S.: A histomophometric evaluation of screw – shaped implnts each prepared with two surface rougness Clin Oral Impl Res 9: 11-19, 1998.

Wennerberg, A., Albrektsson, T.: Suggested guidlines for the topographic evaluation of implant surfaces Int J Oral Maxillofacial Implants 15: 331-334, 2000.

Wiesendanger, R.: Scanning probe microscopy and spectroscopy. Methods and application University Press, Cambridge, 1994

Wintermantel, S.W.: Biokompatible Werkstoffe und Bauweise, Implantate für Medizin und Umwelt Springer Verlag, 1996.

102

Young, J.L., Yoshiki, O., Andres, C.J., Barco, M.T. : Surface characterization of variusly treatad titanium materials Int J Oral Maxillofac Implants 16: 333 – 342, 2001.

Zhang, C., Leng, Y., Chen, J.: In vitro mechanical integrity of hydroxyapatit coating on Ti6Al-4Va implants under shear loading J Biomed Mater Res 56: 342-350, 2001.

103

10. AZ ÉRTEKEZÉS TÉMAKÖRÉBEN MEGJELENT KÖZLEMÉNYEK

10.1 KÖZLEMÉNYEK

1.,

Joób, F.Á., Divinyi, T., Fazekas, Á., Peto, G., Karacs, A.: Fogászati implantátumok felületkezelése nagy teljesítményu lézersugárral Fogorv. Szle, 93: 169-180, 2000.

2.,

Joób, F.Á., Divinyi, T.: Fogászati implantátumok felületi morfológiájának elektronmikroszkópos vizsgálat Fogorv. Szle, 94: 239-245, 2001.

3.,

Peto, G., Karacs, A., Pászti, Z., Guczi, L., Divinyi, T., Joób, F.Á.: Surface treatment of screw shaped titanium dental implants by high intensity laser pulses Applied Surface Science 186: 7-13, 2002.

4.,

Joób, F.Á., Divinyi, T., Fazekas, Á., Daroczi, Cs., Karacs, A., Peto, G.: Pulsed laser induced micro and nanosized morphology and composition of titanium dental implants Journal of Smart Materials and Structures 11: 819-824, 2002.

5.,

Karacs, A., Joób, F.Á., Divinyi, T., Peto, G., Kovách, G.: Morphological and animal study of titanium dental implant surface induced by blasting and high intensity pulsed Nd-glass laser Materials Science and Engineering C. 23: 431-435, 2003.

104

10.2 IDÉZHETO ABSZTRAKTOK

1.,

Joób, F.Á., Divinyi, T., Fazekas, Á., Daroczi, Cs., Karacs, A., Peto, G.: Nanomicrosized

modification of the surface morphology and composition of Ti-based

dental implants BioMEMS and Smart Nanostructures, Proceedings of SPIE vol. 4590, page 97-114, 2001.

10.3 AZ ÉRTEKEZÉS TÉMAKÖRÉBEN ELHANGZOTT ELOADÁSOK 1.,

Joób, F.Á., Divinyi, T., Karacs, A., Peto, G.: A fogászati implantátumok felületi morfológiájának vizsgálata Magyar Fogorvosok XV. Jubileumi „Árkövy” Kongresszusa, Budapest, 1998.

2.,

Joób, F.Á.: Az implantátumok lézeres felületkezelésének jelentosége, a kísérleti vizsgálatok eredményei Uniplant Tudományos Ülés, Budapest, 1999.

3.,

Joób, F.Á., Divinyi, T.: A fogászati implantátumok lézeres felületkezelésének hosszú távú hatásának értékelése A Magyar Fogorvosok Implantológiai Társaságának 10. éves Jubileumi Kongresszusa, Balatonfüred, 1999.

4.,

Joób, F.Á., Divinyi, T.: Implantátumok felületének elektronmikroszkópos vizsgálata Magyar Arc-állcsont és Szájsebészeti Társaság IV: Nemzeti Kongresszusa, Debrecen, 2000.

105

5.,

Joób, F.Á.: Újabban alkalmazott fogászati implantátumok felületkezelési eljárásainak pásztázó elektronmikroszkópos vizsgálata Az MFE Fogpótlástani Társaságának XIV., a Magyar Fogorvosok Implantológiai Társaságának IV., és a Magyar Paradontológiai Társaság XII Kongresszusa, Debrecen, 2001

6.,

Joób, F.Á., Divinyi, T., Fazekas, Á., Daroczi, Cs., Karacs, A., Peto,G.: Nanosized modification of the surface morphology and composition of Ti-based dental implants SPIE’s International Symposium in MICRO/MEMS 2001 Adelaide, Australia, 2001

7.,

Joób, F.Á., Divinyi, T., Fazekas, Á., Daroczi, Cs., Karacs, A., Peto,G.: Nanostructure of implant surface 4th International Danubius Conference on Maxillofacial and Oral Surgery Rovinj, Croatia, 2002.

8.,

Karacs, A., Peto, G., Joób, F.Á., Divinyi, T.: Morphological and animal study of titanium dental implant surface induced by blasted and high intensity Nd-glass laser (poster) The European Material Conference Strasbourg, France, 2002.

9.,

Joób, F.Á., Divinyi, T.: Fogászati implantátumok morfológiájának vizsgálata V. Ph. D. Tudományos napok, Budapest, 2003.

10.,

Joób, F.Á., Divinyi, T., Karacs, A., Peto, G.: Fogászati implantátumok felületi morfológiájának vizsgálata Tudományos Továbbképzo Konferencia és Fogorvostalálkozó, Szeged, 2003.

11.,

Joób, F. Á., Huszár, T., Divinyi, T.: A fogászati implantátumok felületmorfológiájának szerepe a fibroblaszt sejtek proliferációs aktivitásában Magyar Fogpótlástani Társaság XV., Magyar Fogorvosok Implantológiai Társasága V., Magyar Paradontológiai Társaság XIII: Kongresszusa, Budapest, 2003. aug.28-30.

106

11. ÖSSZEFOGLALÁS

11. 1 Magyar nyelvu összefoglaló Fogászati implantátumok felületi morfológiájának vizsgálata Dr. Joób- Fancsaly Árpád, Témavezeto: Dr. Divinyi Tamás egyetemi tanár, med. habil. Budapest, SE Doktori Iskola, „Fogorvostudományi Kutatások”-program, 2003.

Szerzo in vitro és in vivo vizsgálati körülmények között felületmorfológiai vizsgálatokat végzett fogászati implantátumok felszínén. A vizsgálatok során a Nd-üveg lézerrel felületkezelt felszínek prioritást élveztek.

In vitro összehasonlító elemzést végzett pásztázó elektronmikroszkóp segítségével, leírást adott

az

egyes

felületképzések

után

kapott

mikrogeometriai

elemekrol.

Fotoelektronspektroszkópia alkalmazásával analizálta a felszín legfelsobb rétegének a kémiai szerkezetét egyes implantátumok esetében és AFM elemzéssel a felszín nanométeres rétegét is

vizsgálta.

Kutatásokkal

igazolta,

hogy

lézeres

felületalakítással

a

felszín

szennyezodésmentessé teheto és retrospektív módon következtetett a nanométeres struktúrák csontintegrációt befolyásoló hatásáról.

In vivo kimutatta, hogy az érdesített felületnek jobb a csontintegrációt kialakító képessége, mint a sima felületeknek. A vizsgált felszínek közül a lézerrel kezeltek mutatták a legkedvezobb eredményeket az alkalmazott állatkísérletes modellben.

A felületkutatási vizsgálatok eredményeként igazolta, hogy a fogászati implantátumok felszínén lévo mikrométeres elemeknek komoly szerepük van a csont – implantátum kapcsolatában, mikrogeometriai struktúráknak csontképzo hatása van. Választ keresett a tökéletes felszíni morfológia kialakításának lehetoségeire.

107

11. 2 Angol nyelvu összefoglaló Examinations of dental implants surface morphology Dr. Árpád Joób-Fancsaly, Consultant: Professor Dr. Tamás Divinyi, med.habil. Budapest, Semmelweis University School of Ph.D. Studies, ”Dental Research” programme, 2003.

The author has conducted studies of the surface morphology of dental implants under in vitro and in vivo conditions. In these studies surfaces treated with Nd-glass laser had a priority.

Comparative analyses were conducted in vitro using a scanning electron microscope, and microgeometric elements produced by various surface treatment methods were described. The chemical structure of the uppermost layer of the surface of individual implants was analysed by way of photoelectron microscopy. The nanometer layer of the surface was also examined by AFM analysis. The author’s research has proved that the surface can be made free of contamination by forming surface morphology by laser and has drawn conclusions in a retrospective way concerning the effect of nanometer structures on osseointegration.

In vivo it was demonstrated that a roughened surface has a better capacity to induce osseointegration, than a smooth one. Out of the various surface types studied, those treated with a laser showed the most favourable results in an animal experimental model.

As a result of these surface research studies, the author could prove that micrometer elements on the surface of dental implants have a vital role in forming the implant – bone interface and microgeometric structures can have a bone- forming effect. An attempt was also made to explore the possibilities of creating a perfect surface morphology.

108

12. Helyesírás, irodalmi referenciák Jelen dolgozat írásakor a magyar helyesírás érvényben lévo szabályait vettem figyelembe (A magyar helyesírás szabályai, Akadémiai Kiadó, 1992). Az idegen eredetu szavak használatakor az Orvosi helyesírási szótár (Akadémiai Kiadó, 1992) volt a mérvadó. Szakirodalmi idézésnél a dolgozat szöveges részében az elso két szerzoig név szerinti kiírás történt zárójelben. Kettonél több társszerzo esetében az elso szerzo neve után “és mtsai.”, azaz: és munkatársai megjelölés került. Minden esetben feltüntettem a közlemény megjelenési évszámát. Az irodalomjegyzékben minden társszerzo vezetékneve és a keresztnév/nevek kezdobetuje szerepel az egyes közleményeknél. A cikkek az elso szerzok neve alapján abc szerinti névsorban sorakoznak, azonos szerzo több munkája idorendi sorrendben, a korábbival kezdodoen.

109

SEMMELWEIS EGYETEM DOKTORI ISKOLA. Ph.D. értekezések. hanyadik JOÓB FANCSALY ÁRPÁD

Recommend Documents