Стоматологические конструкционные материалы: патофизиологическое обоснование к оптимальному использо - Иорданишвили Андрей
Термодинамические свойства биосовместимых материалов
Для того, чтобы судить о возможности самопроизвольного протекания реакции адсорбции, следует учитывать три основных фактора: энергию, энтальпию и энтропию.
Энергия – это единая мера способности совершать работу. Последняя является формой передачи энергии от одной системы к другой или от системы к ее окружению. Любое тело или система обладает внутренней энергией, которая является суммой кинетической и потенциальной энергий всех частиц этого тела или системы. Внутренняя энергия является функцией состояния системы и не зависит от того, каким образом система оказалась в данном состоянии. Термодинамическая функция состояния, которая отражает баланс энтропии и энергии системы, является свободной энергией Гиббса (G). Свободная энергия Гиббса является мерой устойчивости химического соединения, а также мерой осуществимости самопроизвольной физико-химической реакции. Изменение свободной энергии Гиббса (дельта G) – это та часть изменения внутренней энергии, которая может превращаться в работу. Только при отрицательных значениях этой дельты может происходить адгезия биомолекул на поверхности материала.
Как показывают расчеты, биосовместимые материалы имеют различную величину энергии Гиббса и, следовательно, потенцию к самопроизвольной адгезии биомолекул на своей поверхности. Наиболее высокие показатели имеют цирконийоксидная и алюмооксидная керамика, а также оксиды титана; наиболее низкие – оксиды кобальта.
Физико-химические свойства поверхностей биосовместимых материалов
Одной из составляющих внутренней энергии тела или системы является поверхностная энергия. Как и свободная энергия Гиббса, она определяет одно из наиболее важных биохимических свойств поверхности материалов – способность к адгезии биомолекул [Thull R., 1998].
Считается, что для её осуществления поверхностная энергия биосовместимого материала должна составлять 60-120 мДж/м2, так как адсорбция является энергоёмким процессом, требующим потребления не менее 45–60 мДж/м2 поверхности биосовместимого материала. Математическое уравнение расчёта энергетических затрат, необходимых для адгезии биомолекул на поверхности небиологического материала, было выведено F.M. Fowkes (1986).
Вместе с тем для образования костной ткани на поверхности имплантата важна не столько способность к адсорбции собственно белков на поверхности биосовместимого материала, сколько способность этой поверхности к связыванию специфических белков, обеспечивающих адгезию остеобластов и формирование остеоида.
Можно предположить, что первоначально с поверхностью имплантата будут взаимодействовать белки плазмы крови, в первую очередь фибриноген. Этот белок является основой для образования волокон фибрина, которые необходимы для направленной пролиферации остеогенных клеток. Однако фибриноген спустя 3–5 дней (период пролиферации остеогенных клеток и их преобразования в остеобласты) должен освободить место для специфических белков (витро– и фибронектина), обеспечивающих адгезию остеобластов и адсорбцию коллагена. Это означает, что к моменту секреции остеобластами этих специфических белков должна произойти десорбция фибриногена от поверхности имплантата. Согласно разработанной В. Kasemo и J. Lausmaa (1986) схеме за первичной адсорбцией на поверхности имплантата биомолекул и молекул воды следует десорбция биомолекул. Затем происходит реабсорбция других биомолекул, их модификация или фрагментация. Поэтому сила связывания фибриногена поверхностью биосовместимого материала имеет большое значение, но она должна быть адекватной, т. е. обеспечивать адсорбцию фибриногена не более 3–5 дней.
Изучая процессы адсорбции и десорбции различных белков, D.F Williams, I. Askill и R. Smith (1985) также пришли к выводу, что сила адсорбции самого фибриногена составляет не более 3–5 дней.
На основании результатов многочисленных исследований [Williams D.F. et al., 1985] можно сделать вывод о том, что титан обладает умеренной способностью к адсорбции фибриногена и обеспечивает оптимальные сроки его десорбции.
После десорбции фибриногена происходят диффузия, адсорбция и химическая реакция между кислотными остатками витронектина и ионами титана, что создаёт условия для адгезии остеобластов к поверхности имплантата. Витронектин при этом выступает в качестве мишени для рецепторов остеобластов, которые представляют собой белки интегрин и адгерин, входящие в состав клеточной мембраны остеобластов, прикрепляющиеся к витронектину и обеспечивающие связь вне– и внутриклеточных белковых комплексов.
В процессе секреции остеоида связь между рецепторами остеобластов и витронектином ослабевает, происходит их отрыв от поверхности имплантата, а затем десорбция, диффузия или фрагментация витронектина. Места, освободившиеся после десорбции и диффузии этого белка, могут быть заняты молекулами диссоциированных аминокислот, образующих коллаген.
Механические свойства имплантационных материалов
Известно, что у человека с интактными зубными рядами вертикальный компонент силы, воздействующей на отдельные группы зубов во время жевания, обычно составляет в области моляров и премоляров 200–880 N; клыков и резцов – 50-222 N. Иногда вертикально направленная сила, приходящаяся на жевательную группу зубов, может достигать даже 2440 N. Боковая сила, воздействующая на зубы, имеет величину приблизительно 20 N. При дефектах зубных рядов окклюзионная сила снижается на 20–50 % по отношению к первоначальному значению. Максимальная величина силы, воздействующей при жевании на съёмные протезы, составляет 69 N; на протезы, опирающиеся на имплантаты, – в среднем 143 N и может достигать более 211–412 N.
Таким образом, на имплантат воздействуют внешние силы, которые могут достигать значительной величины. Поэтому материал и сам имплантат должны не только выдерживать максимальную силу воздействия, но и обладать определённым запасом прочности.
Прочность – это свойство материала выдерживать действия внешних сил без разрушения. Пределом прочности называется механическое напряжение, которому соответствует наибольшая выдерживаемая телом нагрузка перед разрушением его кристаллической структуры [Яворский М., Селезнёв Ю.А., 1989].
При этом механическим напряжением (сигма – о) называется физическая величина, численно равная силе упругости, приходящейся на единицу площади сечения тела:
Сигма (o) = F/S, где F – сила упругости, S – площадь сечения тела.
Под воздействием внешней силы частицы, расположенные в узлах кристаллической решётки материала, смещаются из своих равновесных положений. Смещению препятствуют силы, связывающие эти частицы. Поэтому при деформации материала, вызванной внешним воздействием, возникает сила упругости, направленная в сторону, противоположную смещению частиц тела при его деформации [Яворский Б.М., Селезнёв Ю.А., 1989].
Запасом прочности называется число, показывающее, во сколько раз предел прочности превышает допускаемое напряжение. Прочность материала зависит от его способности (или неспособности) к деформации, а также от технологии обработки материала. Деформацией твёрдого тела называется изменение его размеров и объёма, которое сопровождается изменением формы тела. Упругостью называется свойство тел восстанавливать свои размеры, форму и объём после прекращения действия внешних сил, вызывающих деформацию. Деформации, которые исчезают после того, как действие внешних сил прекращается, называются упругими. Если деформации сохраняются после удаления нагрузки, то они называются остаточными или пластическими, а способность материалов давать остаточные деформации называется пластичностью. Противоположным пластичности свойством является хрупкость, т. е. способность материала разрушаться при незначительных остаточных деформациях.
К простейшим видам деформации относятся линейное (продольное) растяжение (сжатие) материала и поперечная деформация. Мерой продольной деформации является модуль Юнга (Е), который характеризует способность материала сопротивляться деформированию под воздействием внешней нагрузки. Способность материала к поперечным деформациям характеризует коэффициент Пуассона.
