生物活性種植牙

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人工種植牙植入后與周圍組織的界面結合直接關系到種植的成敗，生物活性材料的出現為解決界面結合開辟了一條新途徑，在此基礎上國內外學者設計出各種形狀和復合材料的種植牙。本文對此作一簡要綜述。

人工種植牙植入后其穩定性是種植成功的關鍵，對其與組織界面的形態學觀察是判斷能否達到種植成功的基本手段和重要指標。

Branemark于本世紀60年代末提出了骨整合（Osseo＿integration）的概念：即指種植牙與具有活性的骨組織產生持久性的骨性接觸，界面無纖維介入［1］。鈦是最早應用于臨床的種植材料之一，Young等以鈦種植牙植入動物骨內，獲得了良好的骨性結合界面，即骨整合［2］。臨床應用研究也證實，鈦種植牙和骨能達到較高的骨整合［3］。

近年來，興起利用種植體表面微結構技術來解決界面的結合問題。該技術的共同點在于讓種植體表面形成微孔，待周圍組織長入孔隙后，形成組織與種植體相互交織的界面，從而使多孔表面與骨間產生機械鎖結力（mechanicalinterlock），增加了種植牙的穩定性，張輝秋等人的實驗也證實了這一點［4］。

生物活性材料（bioactivematerials）的出現，為解決界面結合開辟了一條新途徑。這類材料通過表面可控制的有選擇的化學反應，能與組織形成生物化學性結合。骨內種植材料中，普遍認為磷酸鈣類和生物玻璃類是生物活性材料，楊小東等（1987）測試了表面光滑的致密型生物活性玻璃陶瓷和鋯羥基磷灰石陶瓷與骨界面的剪切強度，其結果比對照的鈷鉻鉬合金要高出7～9倍［5］，提示有化學性結合形成。Kay（1988）進一步提出了生物結合（Biointegration）的概念，即不需要機械鎖結就可提供足夠結合強度時才是生物結合［6］。近20年來，國內外學者綜合各種材料的優點，設計出多種形狀和復合材料的種植牙，其中生物活性人工種植牙適應口腔種植學發展的方向，具有廣闊的應用前景。目前，主要應用于臨床及處于研究熱點中的生物活性種植牙有：鈦芯表面噴涂羥基磷灰石（HA）種植牙、鈦芯生物活性玻璃陶瓷種植牙、鈦芯與骨形成蛋白復合種植牙、微孔鈦生物活性陶瓷與骨形成蛋白復合種植牙、氮化鈦種植牙。本文擬對生物活性種植牙與骨間的界面結合情況及組織學反應作一簡要綜述。

1鈦芯表面噴涂羥基磷灰石（HA）種植牙

羥基磷灰石（HA）屬鈣磷陶瓷，植入骨組織后，為種植區的組織修復提供骨性支架（ostephlicsacffolds）。用此種材料作涂層（coating）噴涂到底層（substrate）鈦芯上，充分利用了HA的生物相容性好和鈦的機械強度高的優點，是目前臨床上廣泛應用的較好的種植牙之一。Schreoder的研究表明：以鈦為核樁的涂層種植牙植入后2年就達到完全的骨整合并在負荷情況下骨整合結合方式并不改變［7］。近20年應用顯示，HA涂層種植牙既能適應其周圍骨的自然改建，維持骨量，又能防止或減少種植體周圍上皮向根端遷徙（epithelialdown－growth）［6，8］。

植入后超微顯示，此種植牙在體液作用下緩慢釋放出Ca＋＋、P＋＋等離子刺激和誘導骨質增生，形成骨性結合界面，并稱此界面為生物化學結合。另有研究認為此種植牙局部釋放Ca＋＋，刺激骨基質形成［9］。光鏡和電鏡掃描均顯示其骨整合時間明顯縮短，成骨顯著，骨質致密。掃描電子顯微鏡（SEM）下其界面1個月可見骨質形成，4個月可見完整的層板狀骨附于其界面。由于良好的骨引導作用，種植牙周圍有完全的骨整合環繞，沒有纖維界面，同時有物理和化學兩種結合，因此使種植牙更加穩固，剪切強度明顯增高。顯示HA涂層可以促進骨長入，并且這種特性不易受不同的金屬底層材料的影響［10］。

但近年來有HA涂層種植牙植入后出現涂層吸收、崩解或消失的報道［11］。對失敗種植體的檢測發現，崩解的涂層材料顆粒在種植體周圍積聚后，可激發各種吞噬細胞反應，而巨噬細胞吞噬顆粒后，可分泌多種與骨吸收有關的細胞因子和炎性介質，刺激破骨細胞進行骨吸收，導致種植體松動，而松動的種植體又將加劇涂層的進一步破壞，形成惡性循環［12］。但也有學者對HA涂層的降解持否認態度。Cook將HA涂層種植體植入犬股骨連續觀察32周，未發現涂層降解［13］；Klein等將致密型和多孔型HA植入動物骨組織中9個月，也未發現HA的降解吸收［14］。這些都有待于進一步研究。

2鈦芯與骨形成蛋白復合種植牙

Urist最早提出了骨形成蛋白（BMP），它具有高度誘導骨生成能力，是一應用廣泛的骨生長因子。鈦種植牙骨界面成熟需3～6個月，與BMP復合種植后，掃描電鏡和光鏡顯示，1周時界面有新骨形成，2周后界面處形成骨能力顯著增強，4周后出現成熟的骨板，骨性界面完整，8周時界面新骨已完全成熟。未復合組1周時界面未見新骨形成，2周時界面可見少量鈣化程度低的新骨形成，12周時界面新骨才基本成熟［15］。說明BMP有早期啟動誘導界面新骨形成的作用，縮短了種植周期。

由于BMP來源于異種骨基質提取，臨床上有人提出關于BMP的免疫學問題［16］，但尚不能確切證實。一些學者積極研制基因重組的BMP，并取得了成功。如何進一步完善其生產工藝將成為今后研究的熱點。

3鈦芯生物活性玻璃陶瓷種植牙

生物活性玻璃陶瓷（BGC）具有良好的生物相容性，與鈦種植牙復合能改善其機械強度，增加韌性并提高骨形成能力。植入后，釋放Ca＋＋、Mg＋＋刺激局部骨質增生和誘導成骨作用，而且釋放的離子與骨基質構成化學鍵，形成化學性結合，從而使其和骨組織結合力高，骨整合程度增強。掃描電鏡下，骨基質與BGC植入體緊密相接，并有新生骨細胞附著于植入體表面，致密基質內有纖維成分和鈣鹽沉積。放射性核素骨顯像的動態觀察發現，BGC種植體的骨代謝高峰期是植入后1個月左右。酶組織化學考察證實：有滑膜化生現象，界面區有膜內成骨和結締組織內成骨兩種方式，且兩種方式所成的新骨發生融合。以上均證明BGC對骨的生長有誘導作用。

4生物陶瓷微孔鈦復合BMP種植牙

將鈦（Tc4）、羥基磷灰石（HA）、生物活性玻璃陶瓷顆?；旌蠠Y形成生物活性微孔復合種植體。實驗證明：種植體與骨界面存在三相性（鈦氧化膜：TiO，Ti2O，Ti2O3，HA晶相和BGC晶相），使鈣、磷富集層形成，生物陶瓷降解產物再沉積，蛋白多糖、粘多糖類細胞外基質和天然骨粘合物粘連沉積并引導鈣鹽沉積在界面上［17］。光鏡下，實驗組（復合BMP）1周界面有大量軟骨組織和骨基質，成骨細胞分化明顯。4周為基本成熟的板狀骨，8周Haversian系統清晰，對照組（未復合BMP）1周偶見軟骨細胞分化，4周成骨細胞活躍，骨基質中有少量鈣鹽沉積，8周一定量骨基質長入較大孔內。X線衍射示：實驗組第一周即已出現HA峰，提示界面有成骨形式HA，即鈣鹽沉積。而對照組第二周后出現較低的HA峰，說明由于bBMP的加入，成骨啟動早，活躍，量大。生物力學測試：實驗組2周2．262MPa，對照組4周才達2．214MPa。電鏡下見種植體表面有輕度降解，加大了粗糙面和孔徑，使植入體出現二期孔隙，與骨結合表面積增大，增大了化學結合力和機械嵌合力。而BMP復合后并未改變種植體的固有成分及其骨性整合方式，只是誘導界面新骨生成提前啟動，成骨量大，健康。金巖等人實驗也得到相似結果［18］。

5氮化鈦種植牙

氮化鈦是一種表面改性的種植牙。是將鈦作底料，在適當條件下將氮元素注入到鈦表面而形成，以建立材料與機體的生物活性界面關系，具有較好的生物相容、早期整合等優點。SEM示：術后2周種植牙周圍形成一層薄的網狀膠原纖維，并可見骨細胞、成纖維細胞和淋巴細胞；6周時其周圍成骨能力大大加強，并有鈣鹽沉積和成骨過程；12周時成骨能力進一步加強；32周時界面基本達到骨整合，僅有極小的間隙。Seatomi認為此種植牙骨整合完善，生物相容性好，較對比HA種植牙界面纖維膜?。?9］。另有研究證實，該牙種植體植入骨內，無不良反應，也沒有抑制機體的免疫力，有良好的抗腐蝕性能，特別是表面粗化后其骨整合的抗剪切強度有所提高，但沒有誘導骨生成能力。

綜上所述，骨整合作為種植成功的關鍵因素已經得到普遍認同，但尚有一些問題值得進一步探討：

第一，骨整合是否符合生物學原理：理想的種植體是能夠在種植體與骨間有一類似牙周膜組織的形成，傳遞和緩沖咀嚼壓力，而骨整合因其缺乏類似天然牙的緩沖，有人認為它不符合生物學原理。

第二，種植體外形及表面微結構物對骨整合的影響：Brunski（1986）認為螺旋狀設計及表面呈粗糙多孔狀態為好。螺旋設計提供了大體上與骨鎖合的關系，粗糙多孔表面又可產生微鎖合作用，比光滑表面能承受更大的剪切強度［20，21］。Deporter等實驗支持上述觀點［22］。而Kinin等卻認為在骨整合上有孔并不比光滑顯示優越［23］，并且，最適孔徑、孔率、涂層材料、涂層方法、技術是否影響種植牙的機械強度，臨床及遠期效果到底有多大都有待進一步研究。

第三，功能負荷狀態下骨整合的變化：無負荷狀態下幾乎所有臨床應用的種植牙均可形成完善的骨整合。Mckinney，Deporter等發現功能負荷狀態下有骨整合改建過程，負荷初的2～4周骨組織為纖維替代，5～6個月再次改建為骨。Deporter進一步研究發現：無功能狀態下纖維附著，功能狀態下骨附著［24］。Ichikawa等通過臨床觀察及對拔除的HA涂層種植體組織學研究發現，與純鈦種植體相比，雖然涂層種植體周圍骨組織形成較快，但其骨組織厚度逐漸降低，提示這種HA與周圍薄層骨組織的剛性生物整合導致過度骨應力，是臨床上引起快速骨吸收的原因［25］。提示負荷狀態下涂層種植體并不具有優越性。