Celem pracy jest przegląd i przedstawienie mechanizmów działania najczęściej wykorzystywanych w praktyce klinicznej materiałów do regeneracji tkanki kostnej stosowanych w chirurgii jamy ustnej. 

Rekonstrukcja chirurgiczna obejmuje przywrócenie ciągłości uszkodzonych tkanek, a także ich funkcji. Wskazania estetyczne dotyczą zwłaszcza uzyskania symetrii przez odtworzenie anatomicznego kształtu wyrostków zębodołowych szczęk i części zębodołowych trzonu żuchwy. Rehabilitacja czynnościowa umożliwia przygotowanie podłoża do odzyskania prawidłowych warunków zwarciowych, czynności żucia, mowy i oddychania.

Materiały kościozastępcze, rzadziej przeszczepy kości znajdują zastosowanie w różnych procedurach klinicznych i dziedzinach stomatologii (1, 2). Należą do nich:

A. ODBUDOWA  WYROSTKA ZĘBODOŁOWEGO:

Protetyka:

• zwiększenie wysokości wyrostka zębodołowego kości szczękowych w przypadkach bezzębia,

• rekonstrukcja brzegu kości wyrostka zębodołowego przed planowanym zaopatrzeniem protetycznym.

Implantologia:

• implantacja materiału kościozastępczego w obręb wyrostka zębodołowego lub przed wprowadzeniem wszczepów zębowych,

• zabieg podniesienia dna zatoki szczękowej,

• wypełnienie ubytku kości po zapaleniu tkanek otaczających implant.

Chirurgia Stomatologiczna i Szczękowo-Twarzowa:

• wypełnienie dużych poekstrakcyjnych ubytków kostnych w miejscach planowanej implantacji lub protezowania,

• wypełnienie ubytków kostnych po: usuniętych zębach zatrzymanych, cystektomii (gdy średnica torbieli jest większa od 1cm), usunięciu guzów i nowotworów zębopochodnych  kości szczęk i żuchwy,

• wypełnienie ubytków kości szczękowych po zabiegach onkologicznych.

Endodoncja (chirurgia endodontyczna):

• wypełnienie większych ubytków kości po resekcjach wierzchołków korzeni i usunięciu zmian okołowierzchołkowych.

B. WSPOMAGANIE PROCESÓW ODTWÓRCZYCH PRZYZĘBIA:

• wypełnienie kieszeni kostnych w celu odbudowy podparcia kostnego zębów,

• wypełnienie otwartych rozwidleń korzeni II stopnia do odbudowy utraconej tkanki kostnej w zębach trzonowych żuchwy.

Do optymalnych właściwości materiałów kościozastępczych zalicza się:

• biozgodność (nie ma reakcji alergicznych, cytotoksycznych),

• bezpieczeństwo biologiczne (możliwość pełnej sterylizacji, jałowość),

• zdolność resorpcyjną i substytucyjną podobną do kości,

• synchronizację stopnia resorpcji lub degradacji tkanki z odbudową kości,

• niskie koszty produkcji,

• łatwość przechowywania.

Regeneracja tkanki kostnej jest możliwa dzięki zróżnicowanym mechanizmom, takim jak: osteogeneza, osteoindukcja, osteokondukcja, sterowana regeneracja kości, osteogeneza dystrakcyjna (3).   

Osteogeneza jest to zdolność osteoblastów do odbudowy tkanki kostnej na podłożu łącznotkankowym lub chrzęstnym. Zjawisko osteoindukcji polega na pobudzeniu procesu kościotworzenia za pomocą substancji indukujących, tzw. białek morfogenetycznych kości (ang. bone morphogenetic proteins, BMP), które stymulują gromadzenie komórek proosteogennych, ich proliferację i różnicowanie w osteoblasty zdolne do wytwarzania tkanki kostnej. Biomateriały o strukturze porowatej lub ziarnistej wywołują zjawisko osteokondukcji polegające na zapoczątkowaniu osteogenezy w obecności komórek kościotwórczych. Umożliwiają one wzrost naczyń krwionośnych pochodzących z uszkodzonej kości i osadzanie migrujących osteoblastów, które powodują stopniowe wytwarzanie nowej tkanki kostnej w obszarze wypełnionym substytutem kości. O zdolnościach osteokondukcyjnych decyduje w głównej mierze struktura powierzchni materiału, a dokładnie jej porowatość.

Większa powierzchnia kontaktu wszczep – kość umożliwia retencję włókien kolagenowych, a następnie tworzenie kości bezpośrednio na powierzchni wszczepu (Tab. I).

Do najczęściej stosowanych materiałów rekonstrukcyjnych kości należą: w chirurgii szczękowo-twarzowej przeszczepy kostne (zwykle autogenne), a w chirurgii jamy ustnej substytuty kości.

Przeszczep kostny pochodzi od pacjenta. Składa się w 70% z fazy organicznej  (kolagen typu I, białka niekolagenowe), oraz fazy nieorganicznej w postaci krystalicznego hydroksyapatytu.

Zawiera komórki o potencjale osteogenicznym oraz czynniki stymulujące wzrost kości. Charakteryzuje się właściwościami osteoindukcyjnymi i osteokondukcyjnymi. Wieloletnie badania wskazują, że kość własna jest najlepszym materiałem stosowanym do regeneracji tkanki kostnej. Pobiera się ją zewnątrz- lub wewnątrzustnie. Miejscem pobrania jest dla większych przeszczepów talerz kości biodrowej, żebro, łopatka, kość piszczelowa, strzałkowa, ciemieniowa. W tych przypadkach zabieg wymaga znieczulenia ogólnego i hospitalizacji. W większości odtwórczych zabiegów stomatologicznych materiał pobiera się wewnątrzustnie w warunkach ambulatoryjnych i w znieczuleniu miejscowym z następujących miejsc: okolica zatrzonowcowa w żuchwie, bródka, kolec nosowy przedni, guz szczęki, przednia ściana zatoki szczękowej.

Zaletą stosowania kości autogennej jest zgodność biologiczna, immunologiczna i wykluczenie możliwości zakażenia krzyżowego. Ma również znaczenie wyeliminowanie kwestii etycznych i prawnych związanych z pobieraniem przeszczepów ze zwłok ludzkich i od zwierząt. Do wad metody zalicza się konieczność wytworzenia drugiego pola zabiegowego, osłabienie kości w miejscu pobrania i przedłużenie czasu zabiegu. Ubytki kostne wypełnia się przeszczepem autogennym w postaci wiórów, granulatu, pierścieni kostnych lub bloków. Ma to duże znaczenie dla procesu regeneracji, ze względu na korzystne warunki do unaczynienia przeszczepionego materiału (własnopochodne czynniki wzrostu). Istotną cechą jest rodzaj powierzchni i porowatość struktury, gdyż tylko układ połączonych makroporów o średnicy 100-500 µm umożliwia wrastanie naczyń krwionośnych w obszar przeszczepionego bloku. Udział porów w całej objętości powinien wynosić 30-60%. W procesie gojenia przeszczepów kostnych zachodzą równocześnie zjawiska resorpcji i nowotworzenia, a proporcje między nimi zależą od stopnia unaczynienia tkanki i braku obciążenia mechanicznego. Obejmują one kilka faz, przy czym etapem krytycznym jest wrastanie naczyń krwionośnych z otoczenia. Istotna jest również stabilizacja przeszczepu materiałem osteosyntetycznym, co powoduje zmniejszenie stopnia resorpcji. Całkowity czas wgajania kości autogennej wynosi 6 do 12 miesięcy (3, 4, 5, 6).

Materiały allogenne są pozyskiwane z ludzkich trzonów kości długich, dawca i biorca różnią się genetycznie, należą jednak do tego samego gatunku. Wyróżniamy dwie grupy tego typu materiałów: zawierające żywe komórki i pozbawione żywych komórek. Do pierwszej, zaliczamy komórki szpiku kostnego i liofilizowaną kość gąbczastą. Do drugiej, kość odwapnioną (ang. demineralized freeze-dried bone allograft, DFDBA), kość nieodwapnioną (ang. freeze-dried bone allograft, FDBA), świeżą kość mrożoną (ang. fresh frozen bone, FFB), kość allogeniczną, autolizowaną i pozbawioną antygenów (ang. autolyzed antygen extracted allogenic bone, AAA), (5). Liofilizacja polega na zamrożeniu kości w temperaturze -70ºC, co powoduje rozpad błony komórkowej i utratę właściwości antygenowych. Zmniejsza się ryzyko odpowiedzi immunologicznej, a dzięki sterylizacji promieniowaniem jonizującym, także zakażenia wirusowym zapaleniem wątroby lub AIDS. Wadą metody jest utrata czynników wzrostowych i właściwości osteoindukcyjnych. Pozostała matryca kostna (czynnik osteokondukcyjny) ulega rozpadowi (osteoklazja) pod wpływem osteoklastów, potem tworzy się kość splotowata, a następnie blaszkowa. Proces demineralizacji kości umożliwia odsłonięcie białek morfogenetycznych kości (BMP), które dyfundują do miejsca implantacji i działają osteoindukcyjnie. W wyniku odwapnienia DFDBA cechuje się mniejszą wytrzymałością mechaniczną niż FDBA. Przeszczepy allogenne mają postać wiórów lub bloczków i są pozyskiwane z banków kości (7, 8), (Tab. II).

Materiały ksenogenne (heterogenne) są najczęściej stosowanymi wszczepami kostnymi. Wyróżniamy wśród nich dwie grupy: materiały pochodzące od kręgowców i bezkręgowców. Substytuty kostne pozyskiwane z kości wołowych i wieprzowych są praktycznie nieresorbowalne, biokompatybilne i bezpieczne w stosowaniu. Są produkowane  w formie bloków lub granulatu zarówno kości gąbczastej, jak i zbitej, czasami z domieszką kolagenu. Przygotowanie materiału polega na całkowitym odbiałczaniu pod wpływem wysokiej temperatury i promieniowania jonizującego. Pozostała matryca nieorganiczna stanowi rusztowanie dla nowej kości. W wyniku tego procesu dochodzi do usunięcia czynników wzrostowych, a tym samym właściwości osteoindukcyjnych. Odbiałczone przeszczepy zwierzęce mają strukturę i powierzchnię zbliżoną do kości i dlatego wykazują potencjał osteokondukcyjny. Materiały pochodzące z wapniejących korali i alg są rzadko stosowane ze względu na ryzyko późnych powikłań i gorsze właściwości osteokondukcyjne. Ich głównym składnikiem jest węglan wapnia o charakterystycznych cechach zbliżonych do materiału pochodzącego z kości gąbczastej (Tab. III). 

Materiały alloplastyczne są stosowane jako wszczepy syntetyczne, resorbowalne lub nieresorbowalne. Cechuje je biokompatybilność, nie powodują ryzyka zakażeń krzyżowych i mają potencjał osteokondukcyjny. Do tej grupy zaliczamy bioceramikę hydroksyapatytową, β-fosforan trójwapniowy (ang. tricalcium phosphate, β-TCP), szkło bioaktywne, polimer sztucznej kości, kompozyty ceramiczno-polilaktydowe.

Hydroksyapatyt jest to naturalny związek chemiczny budujący kość, o wzorze Ca10(PO4)6(OH)2  (zawartość w tkance kostnej 60%, szkliwie 92%, zębinie 60% i w cemencie korzeniowym 45%). Wchodzi łatwo w kontakt z kością i podobnie jak fosforan wapnia wykazuje zdolności osteokondukcyjne, ale nie osteoindukcyjne. Bioceramika hydroksyapatytowa należy do materiałów praktycznie nieresorbowanych (postać zbita) stąd próby łączenia np. z β-fosforanem trójwapniowym (2, 9, 10). Wprowadzona do ubytku kostnego powoduje zmniejszenie krwawienia i objętości skrzepu, przyspieszając regenerację i zapobiega powikłaniom zapalnym. Występują dwie formy hydroksyapatytu: zbita i porowata.

Najczęściej stosuje się postać porowatą, bo większa powierzchnia kontaktu z kością wzmacnia efekt osteointegracji. Ponadto umożliwia retencję włókien fibrynowych i tworzenie kości bezpośrednio na powierzchni wszczepu. Odpowiednio duży rozmiar porów i ich struktura są warunkiem wrastania tkanki żywej w pory biomateriału i zachowania jej żywotności. Minimalny rozmiar porów otwartych, umożliwiający wytworzenie połączenia biologicznego implantu z kością wynosi 100 µm. Rozwój osteonów w obrębie wszczepu następuje przy wielkości porów 200 µm. Dobra integracja implantów z kością jest możliwa dzięki sieci połączonych porów w warstwie powierzchownej wszczepu. Po implantacji materiał nie wywołuje stanów zapalnych oraz dobrze adaptuje się w organizmie żywym. Dodatkową jego zaletą jest pewna podatność na resorpcję.

Postać zbita hydroksyapatytu jest praktycznie nieresorbowalna. Lite materiały hydroksyapatytowe, ze względu na niewystarczające właściwości mechaniczne: zginanie, rozciąganie, ściskanie, skręcanie mają ograniczone zastosowanie w chirurgii kostnej. Obecnie są używane jako dodatek do matryc biodegradowalnych będących aktywatorami osteogenezy.

Syntetyczny β-TCP jest drugim pod względem wartości medycznej fosforanem wapnia mającym potencjał osteokondukcyjny.  Jego rozpuszczalność zależy od pH środowiska i jest od 12 do 22 razy szybsza od krystalicznego hydroksyapatytu. Odznacza się dobrą tolerancją tkankową, niskim ryzykiem zakażeń krzyżowych oraz nie wywołuje odczynów zapalnych ze strony gospodarza. Powstaje w wyniku przemian termicznych fosforanu wapniowego i występuje w dwóch odmianach polimorficznych: niskotemperaturowej β-TCP oraz rozkładającej się znacznie szybciej wysokotemperaturowej α-TCP (2). Właściwości tego materiału uniemożliwiają jego zastosowanie w zabiegach poziomej augmentacji wyrostka zębodołowego, bo resorpcja materiału jest szybsza, niż czas potrzebny na formowanie tkanki kostnej. Połączenie hydroksyapatytu i trójfosforanu wapnia, czyli dwufazowy fosforan wapnia (ang. bicalcium phosphate, BCF), okazało się obecnie najbardziej korzystną postacią materiału alloplastycznego,  którego właściwości zależą od przewagi procentowej jednego ze składników. Pierwszy, zapewnia inicjację fazy mineralizacji, a drugi, zabezpiecza objętość augmentatu.

Bioszkła stanowią grupę materiałów alloplastycznych o cechach osteokondukcji, które powstały z połączenia hydroksyapaptytu i żelu krzemionkowego. Macierz krzemowa pobudza tworzenie kolagenu i kości oraz absorbuje białka z krwi pacjenta. Z kolei porowatość hydroksyapatytu promuje waskularyzację. Osteoklasty i osteoblasty umożliwiają modelowanie kości w miejscu implantacji. Uwolnione jony wapnia i fosforu są wbudowane w nowo tworzone beleczki kostne. Istotnym zjawiskiem jest zmiana pH z kwaśnego na zasadowe w otoczeniu bioszkła,  co sprzyja procesom gojenia. 

Preparat sztucznej kości (ang. hard tissue replacement, HTR) jest polimerem zbudowanym z metakrylanu metylu i wodorotlenku wapnia (11). Ma postać porowatego, plastycznego granulatu, którego powierzchnia ma ujemny potencjał elektryczny, dzięki czemu następuje odpychanie patogenów i przyciąganie osteoblastów. Zawarty w warstwie powierzchownej wodorotlenek wapnia wnika w tkankę kostną i zwiększa skuteczność osteointegracji. HTR ma dobre właściwości mechaniczne, nie ulega resorpcji i daje kontrast na zdjęciach RTG. Duże właściwości hydrofilowe powodują zatrzymanie skrzepu krwi i lepsze przyleganie do kości. Wykazuje też potencjał osteokondukcyjny, bez cech osteoindukcji i osteogenezy. Postać mikrosiateczkowa HTR znajduje zastosowanie w chirurgii stomatologicznej, a makrosiateczkowa w chorobach przyzębia i zapaleniach tkanek okołowszczepowych (periimplantitis).

Polimery bioresorbowalne należą do materiałów, których produkty rozpadu w środowisku biologicznie czynnym są nieszkodliwe dla organizmu. Degradacja implantu zawierającego polimery bioresorbowalne przebiega w sposób kontrolowany. Nadmierna szybkość tego procesu może powodować przedwczesną utratę własności mechanicznych i nagromadzenie zbyt dużej ilości produktów, przekraczającej zdolność organizmu do jego wydalenia. Skutkiem tego jest przedłużający się stan zapalny. Proces gojenia tkanek zależy od stopniowej resorpcji implantu. Do polimerów bioresorbowalnych zaliczamy polimery kwasów: mlekowego (polilaktydy, PL) lub glikolidowego (poliglikolidy, PG) lub kopolimery tych kwasów (polilaktyd-co-poliglikolid, PLG), które stanowią grupę materiałów odpowiedzialnych za osteoindukcję. Polilaktyd jest produktem polikondensacji kwasu mlekowego (α-hydroksypropionowego) w obecności katalizatora (sole cyny). Polilaktydy wykorzystywane do produkcji implantów wykazują podwyższone właściwości mechaniczne. Mają masę cząsteczkową powyżej 500 kDa i otrzymuje się je z cyklicznych dwulaktydów w procesie polimeryzacji kationowej. Ich wadą może być wywoływanie stanu zapalnego po wszczepieniu (12, 13, 14, 15).

Połączenie hydroksyapatytu z polimerami kwasów alfa-hydroksylowych nazywane jest kompozytem ceramiczno-polilaktydowym. Kompozyty mają strukturę przypominającą kość, łączą osteokondukcyjne własności hydroksyapatytu i osteoindukcyjne – polilaktydu. Takie połączenie wpływa na poprawę właściwości mechanicznych hydroksyapatytu i korzystnie modyfikuje fazę zapalną procesu gojenia. Zastosowanie w kompozytach ceramiczno-polilaktydowych, kryształów o rozmiarach nieprzekraczających 200 nanometrów, może pomóc w uzyskaniu implantów o korzystnych właściwościach mechanicznych. Ponadto unika się procesu rozwarstwienia na granicy faz między organiczną matrycą polimerową, a zbrojącą ją fazą mineralną (9, 10, 16, 17), (Tab. IV).

W praktyce stomatologicznej zastosowanie materiałów augmentacyjnych zależy od rozważenia ich wad i zalet oraz indywidualnych wskazań klinicznych. Wykazując potencjał osteokondukcyjny (materiały ksenogenne i alloplastyczne) stanowią szkielet, w który wrasta tkanka kostna z otoczenia, a niektóre (materiały auto- i allogenne) mają dodatkowo potencjał osteoindukcyjny, czyli zdolność stymulowania procesu kościotworzenia w miejscu biorczym. Są wprowadzane do ubytków w postaci wiórów, granulatu, pierścieni kostnych lub bloków, co ma istotne znaczenie dla procesu regeneracji, ze względu na korzystne warunki dla unaczynienia przeszczepu. Obecnie nie można jednoznacznie wskazać preparatu, który spełnia wszystkie wymagane kryteria i może być stosowany w każdej sytuacji klinicznej.
..............................................................................................................................................................

PIŚMIENNICTWO

1.     Ehmke B., Erpenstein H.: Atlas chirurgii periodontologicznej (red./ Konopka T.). Urban&Partner 2008: 201-215.

2.     Knychalska-Karwan Z., Ślósarczyk A.: Hydroksyapatyt w stomatologii. Krakmedia, Kraków 1996.

3.     Pietruska M., Pietruski J.: Periodontologiczno- implantologiczna chirurgia plastyczna. Czelej, Lublin 2010: 151-157.

4.     Arun K. Garg: Bone Biology, Harvesting, and Grafting for Dental Implants: Rationale and Clinical Applications. Quintessence Publ. 2004: 23-53.

5.     Egelberg J.: Periodontics. The scientific way. OdontoScience, Malmő 1995.

6.     Neukam F. W., Schultze-Mosgau S.: Implantologia (red. Majewski S.W.). Urban&Partner, 2004: 184-201.

7.     Szyszkowska A., Krawczyk P.: Materiały stosowane do odbudowy ubytków kostnych w stomatologii – praca poglądowa. Implantoprotetyka 2008; IX, 4(33): 21-24.

8.     Puchała P., Kucharski G., Jaremczuk B., Monkos-Jaremczuk E.: Przegląd biomateriałów na podstawie piśmiennictwa. Twój Przegląd Stomatologiczny, 2008; 10: 28-36.

9.     Błażewicz S., Stoch L.: Biocybernetyka i inżynieria biomedyczna 2000. Polska Akademia Nauk 2003, tom IV: 128-142.

10.     Chłopek J.: Kompozyty w medycynie. Kompozyty 2001; 1, 1: 50-54.

11.     Laskus-Perendyk A., Mateńko D.: Odbudowa ubytków kostnych z użyciem polimeru HTR. Opis przypadku. Czas. Stomatol. 1996; 3: 162-165.

12.     Hollinger J. O., Leong K.: Poli (alpha-hydroxy acids): carriers for bone morphogenetic proteins. Biomaterials 1996; 17(2): 187-194.

13.     Ignjatović N., Uskokovic D.: Synthesis and application of hydroxyapatite/polylactide Composite biomaterial. Applied Surface Science 2004: 314-319.

14.     Ishaug S. L. i wsp.: Bone formation by three-dimensional stromal osteoblast culture in biodegradable polimer scaffolds. J. Biomed. Mater. Res. 1997; 36(1): 17-28.

15.     Kikuchi M., Itoh S., Ichinose S., Shinomiya K., Tanaka J.: Self-organization mechanism in a bone – like hydroxyapatite/collagen nanocomposite synthesized in vitro and its biological reaction in vivo. Biomaterials 2001; 22(13): 1705-1711.

16.     Lee S. J., Lim G. J., Lee J. W., Atala A., Yoo J. J.: In vitro evaluation of a poli (lactide-co-glycolide) – collagen composite scaffold for bone regeneration. Biomaterials 2006; 27(18): 3466-72.

17.     Włodarski K. H., Włodarski P. K., Galus R.: Bioaktywne kompozyty w regeneracji kości. Przegląd. Medsportpress, Ortopedia, Traumatologia, Rehabilitacja 2008; 3(6), 10: 201-210.

..............................................................................................................................................................

Adres do korespondencji:

Paweł Myciński
Zakład Stomatologii Zachowawczej
z Endodoncją
Instytut Stomatologii UJ CM
31-155 Kraków
ul. Montelupich 4
e-mail: pmycinski@cm-uj.krakow.pl

Pracę nadesłano: 10.05.2011 r.
Przyjęto do druku: 18.11.2011 r.