FOGÁSZATI IMPLANTÁTUMOK MIN ŐSÍTÉSE

Tudományos Diákköri Dolgozat 2010

Szerző: Nagy Nóra IV. éves Műszaki Menedzser hallgató

Konzulens: Dr. Gál István Egyetemi adjunktus

Mechanikai Technológiai Tanszék

2

1. BEVEZETÉS........................................................................................................... 3 2. FOGÁSZATI IMPLANTÁTUMOK KIALAKÍTÁSA........................................... 4

2.1. Intramucosus implantátumok............................................................................ 4 2.2. Subperiostealis és transdentalis implantátumok............................................... 4 2.3. Transmandibularis implantátumok ................................................................... 6 2.4. Enossalis implantátumok .................................................................................. 6

2.4.1. Körszimmetrikus implantátumok .............................................................. 6 2.4.1.1. Cilindrikus formájú implantátumok.................................................... 8 2.4.1.2. Csavarimplantátumok ......................................................................... 8 2.4.1.3. Stift- és tűimplantátumok.................................................................... 9

2.4.2. Extenziós implantátumok ........................................................................10 2.4.2.1. Pengeimplantátumok ........................................................................ 10 2.4.2.2. Háromdimenziós implantátumok...................................................... 10

3. FOGIMPLANTÁTUMOK TERHELÉSÉNEK BIOMECHANIKAI ELEMZÉSE................................................................................................................................... 12

3.1. Az erőátvitel.................................................................................................... 12 3.1.1. Az implantátumra ható erők .................................................................... 13 3.1.2. Az implantátum terhelésének a szövetekre történő átvitelét befolyásoló tényezők ............................................................................................................. 15 3.1.3. A terhelés hatására bekövetkező élettani reakciók .................................16

4. A FOGPÓTLÁSOKKAL SZEMBEN TÁMASZTOTT KÖVETELMÉNYEK... 17 4.1. A biokompatibilitás......................................................................................... 17

4.1.2. Az implantátum felületén és környezete között lejátszódó folyamatok .. 19 4.1.3. Az implantátum felületi morfológiájának szerepe................................... 19

4.2. Biokompatibilis anyagok ................................................................................ 20 4.2.1. A Titán és ötvözetei ................................................................................. 20 4.2.2. Tantál ....................................................................................................... 23 4.2.3. Kobalt-króm-molibdén ötvözet (vitallium) ............................................. 23 4.2.4. Kerámiák.................................................................................................. 23

4.3. Fémek viselkedése szájüregi viszonyok között .............................................. 24 4.3.1. Fogimplantátumok korróziós vizsgálatai................................................. 25

4.3.1.1. A titán korróziós viselkedése............................................................ 26 4.3.2. Az elektrokémiai folyamatok hatására bekövetkező élettani reakciók.... 28

4.4. Az ISO szabvány elvárásai az implantátumok anyagaival szemben .............. 28 4.4.1. Ötvözetlen titán anyagminőség tulajdonságai az ISO 5832-2 alapján .... 28 4.4.2. TiAl6V4 ötvözet tulajdonságai az ISO 5832-3 elvárásai alapján............ 30

4.5. Az alapanyag-minőség megfelelőségének ellenőrzése.................................. 31 6. IMPLANTÁTUMOK BEMŰTÖTT ÁLLAPOTOT MODELLEZŐ STATIKUS ÉS ISMÉTLŐDŐ IGÉNYBEVÉTELI VIZSÁLATAI ............................................. 32 7. A STATIKUS TERHEHETŐSÉGI VIZSGÁLAT ............................................... 34

7.1. Vizsgálati anyag.............................................................................................. 34 7.1.2. A vizsgálat körülményei és a vizsgálat elrendezése ................................ 35 7.1.3. Az MTS 858 Mini Bionix II vizsgáló berendezés ................................... 37

7.2. A vizsgálat menete.......................................................................................... 40 8. ÖSSZEFOGLALÁS .......................................................................................... 45 IRODALOMJEGYZÉK ............................................................................................ 46

3

1. BEVEZETÉS

Implantátumokat orvosi célból az emberi test szöveteinek, szerveinek pótlására, funkciójuk helyettesítésére használnak. A fogászati implantáció a foghiányok pótlásának legmodernebb eszköze. Nem csupán esztétikai, hanem funkcionális követelményeket is kielégít, a rágófunkció szinte tökéletesen helyreállítható és megakadályozható, hogy funkciókiesés miatt a csont pusztulni kezdjen. Az implantológia viszonylag új szakterület a fogorvostudományban, ami az utóbbi 10-15 évben jelentős fejlődésen ment keresztül. Ez a fejlődés elsősorban az új anyagok és eljárások megjelenésének köszönhető. Mint bármilyen más implantátumnak, a fogimplantátumoknak is komoly és szigorú feltételeknek kell megfelelnie. Kialakításukat úgy kell megtervezni, hogy a csontban rögzülő rész elviselje a felépítményre ható erőket, a felépítmény olyan módon terhelje az implantátumot, hogy az ne okozza a csont lebontódását a hibás irányú vagy nagyságú terhelés miatt. A fogászati implantátumok anyagának megválasztása a másik fontos tényező a sikeres implantációhoz. Csak olyan anyagból készülhet, amelyet a szervezet képes elviselni, ellenáll a szöveti reakcióknak és kedvező szilárdsági tulajdonságokkal rendelkezik.

A dolgozatom célja a leggyakrabban alkalmazott fogászati implantátum kialakítások bemutatása, az implantátumok terhelési viszonyainak elemzése és az implantátumokkal szemben támasztott követelmények vizsgálata, különös tekintettel az implantátum anyagának megválasztására a biokompatibilis tulajdonságok és az ISO szabványok elvárásai alapján. A dolgozatom kitér a különböző anyagok együttes alkalmazásakor fellépő potenciálkülönbség okozta elektrokémiai korrózióra és annak hatásaira. Az irodalmi összefoglalás után az implantátum beműtött állapotot modellező statikus és ismétlődő igénybevételi vizsgálatainak megtervezését mutatom be, statikus terheléssel vizsgálatokat is végezve egy konkrét típusú implantátum esetében.

4

2. FOGÁSZATI IMPLANTÁTUMOK KIALAKÍTÁSA

A fogászati implantátumokat különféleképpen lehet csoportosítani, formájuk, anyaguk, a műtéti technika és a csontban való elhelyezkedése alapján. A szájüregi lokalizáció alapján a következő csoportokat különböztetjük meg:

• intramucosus implantátumok

• subperiostealis implantátumok

• transdentalis implantátumok

• transmandibularis implantátumok

• enossalis implantátumok. [1]

2.1. Intramucosus implantátumok

Ez a típus egy fémgombhoz hasonlít, amelynek talpa van. Ma már csak igen ritkán alkalmazzák, mert fiziológiai szempontból teljesen előnytelen, állandó irritációt és súlyosabb esetekben gyulladást okoznak. [1]

2.2. Subperiostealis és transdentalis implantátumok

A subperiostealis implantátumok az állcsontok lenyomata alapján egyedileg készített vázak, általában kobalt-króm-molibdén ötvözetből, de az új technológiák megjelenésével ma már titánból is öntik. Az utóbbi időben háttérbe szorult. A műtéti megterhelés nagy, az elavultnak tekinthető kobalt-króm-molibdén ötvözet rosszabb tulajdonságokkal rendelkezik, mint a titán, a titánból való előállítás viszont jelentős költségnövekedést vonz maga után. A rágóerő az állcsontok felületére tevődik át, így a terhelhetőség a csontok minőségétől függ.

5

1. ábra Subperiostealis implantátum[1]

Különféle tű, pálcika, vékony csavar formájú implantátumok tartoznak a transdentalis csoporthoz. Tulajdonképpen inkább fogmegtartó kezelés és nem foghiány pótlását szolgáló módszer. Fogstabilitás biztosítására, vagy gyökértört fogak esetében alkalmazzák. Általában kis átmérőjű (1,2-1,8 mm), Ti-6Al-4V titánötvözetek.

2. ábra Transdentalis implantátum

6

2.3. Transmandibularis implantátumok

Általában titánból készült, az állcsonton keresztülhaladó csonkkal, és csavarokkal rögzített patkó alakú implantátum. A műtéti sikeressége nagyon magas, 90% felettiről lehet olvasni.

3. ábra Transmandibularis implantátum [1]

2.4. Enossalis implantátumok

Az enossalis implantátumok a manapság leggyakrabban alkalmazott implantátumok. Itt találjuk a legnagyobb változatosságot mind kialakítás, mind anyagok tekintetében. Műtéti technikájuk jóval egyszerűbb, mint a fent tárgyaltaké, ezért is használják előszeretettel. Az enossalis implantátumokat az irodalom az alábbi részekre osztja:

• endostruktúra – a csontban és a nyálkahártyában lévő rész,

• exostruktúra - az implantátum szájüregbe lévő része,

• suprastruktúra – a felépítmény.

Formájuk alapján léteznek körszimmetrikus és extenziós implantátumok.

2.4.1. Körszimmetrikus implantátumok

Felépítésüket az egyes szakirodalmak különféleképpen említik. Léteznek egy- és kétrészes implantátumok. Egy kétrészes, körszimmetrikus implantátum részeit mutatja be a következő ábra.

7

4. ábra Kétrészes, körszimmetrikus implantátum részei [1]

8

1. Implantátum test (endostruktúra)

2. Gyógyulási csavar: az implantátum csavarmenettel ellátott belső részét zárja le a gyógyulási időben.

3. Transgingivalis csavar: összeköti az implantátumtestet a szájüreggel.

4. Implantátum fej: a felépítményt hordozó rész.

5. Higiénés csavar: a felépítmény elkészültéig zárja a fej nyílását.

6. Átvivőfej: a lenyomatvétel megvalósításához.

7. Technikai analóg: labor műcsonk, a fogtechnikai munkát könnyíti meg, pontos mása az implantátumfejnek.

8. Rögzítő csavar: a felépítmények rögzítésére.

Körszimmetrikus implantátumok lehetnek:

• cilindrikus formájú,

• csavar kialakítású,

• stift-, tű kialakítású.

2.4.1.1. Cilindrikus formájú implantátumok

Az implantátum teste párhuzamos kialakítású, felülete sima. A forgásstabilitást a testen kialakított lyukakkal biztosítják, amelyekbe csont vagy kötőszövet nő be. Módosított formája az üreges és lépcsős cilinderforma, amelynek kiképzése, mint neve is mutatja, lépcsőszerű, átmérője csökkenő, kúphoz hasonlítható formát adva neki. [1]

2.4.1.2. Csavarimplantátumok

Nevét a paláston kialakított csavarmenetről kapta, melynek több célja van. Biztosítják a stabilitást és a felület növelésével az erőátvitelben van szerepük. A külső palást és a csavarmenet általában párhuzamos lefutású, de léteznek ék alakúak és változó menetemelkedéssel készült fajták is. Lehetnek elővágandó és önvágó menetekkel kiképzettek. 3-5 mm közötti átérővel és 7-20 mm hosszúságban gyártják. Az implantátum test önvágó része, az előfúrás után a szivacsos csontban alakítja ki a menetet. A leforgácsolt csontszilánkokat nem

9

távolítják el beültetés közben, amik szintén kitöltik majd a csont és implantátum között megmaradt hézagokat. A koronákra rotációs erők is hatnak. Belső felületükön az egyéb részek csatlakozásához szükséges menetformákat alakítják ki, amelyeknek biztosítaniuk kell a forgásstabilitást és a stabil rögzítést. Általánosan alkalmazott módszer a forgásgátlás biztosítására, hogy az implantátum peremén kívül vagy belül hatszög alakú formát vagy fogaskerékszerű bemarásokat hoznak létre, amely a műszeres behajtást is elősegíti. A felső metszőfogak pótlásánál jelentkező tengelyeltérés kiegyenlítésére többféle megoldás létezik. Az egyrészes implantátumoknál a fejet egyszerűen meghajlítják a kívánt irányba. A másik széles körben elterjedt megoldás a forgásgátolt ferde fej kialakítás, amelyek 15°-25°-os dőlésszöggel gyártanak. A fejet az implantátum peremén lévő hatszög alakú kiképzésnek köszönhetően 60°-onként különböző helyzetekbe lehet állítani. [1]

5. ábra Különféle csavarimplantátum kialakítások [2]

2.4.1.3. Stift- és tűimplantátumok

Nagyon magas szilárdságú anyagból készült implantátumok, amelyeket leginkább a fogak transdentalis rögzítésére használnak.

10

2.4.2. Extenziós implantátumok

A körszimmetrikus implantátumokkal ellentétben ezek a típusok több kockázatot hordoznak. Extenziós implantátumok közé tartoznak:

• penge formájú,

• egyéb háromdimenziós implantátumok.

2.4.2.1. Pengeimplantátumok

Régebben a leggyakrabban használt implantátumok közé tartoztak, de alkalmazásuk az enossalis implantátumok fejlődésével visszaszorult. Az endostruktúrán, hasonlóan más fajtákhoz, lyukakat helyeznek el a csontszövet ránövése érdekében. A keresztmetszete ékalakban keskenyedő, 0,9-1,6 mm közötti. Majdnem kizárólag titánból készülnek.

6. ábra Pengeimplantátum [1]

2.4.2.2. Háromdimenziós implantátumok

A szakirodalmak keveset írnak róluk, elterjedtségük nagyon kicsi. Egyik képviselőjük a Scortecci-féle disk-implantátum, ami egy vízszintes tárcsából és egy a közepéből kinyúló szárból áll.

11

7. ábra Scortecci-féle disk-implantátum [1]

12

3. FOGIMPLANTÁTUMOK TERHELÉSÉNEK BIOMECHANIKAI ELEMZÉSE

A biomechanika az élő szervezetben lezajló mechanikai jelenségeket vizsgálja, a jelentkező biológiai hatásokat figyelembe véve. A korszerű technikák megjelenésével egyre többféle és pontosabb vizsgálati módszer létezik, amely a szövetek szerkezeti felépítését, kapcsolatait és anyagjellemzőit vizsgálja. A csont szerkezetének elemzésére és viselkedésének leírására sokféle modellt alkalmaztak. Elméleti és kísérleti úton is bebizonyították, hogy anizotróp, inhomogén anyag. Eleinte a vizsgálatok során a csont szilárd testként modellezett idealizált képét alkalmazták, amely biomechanikai problémákat vetett fel, azonban az élő szervezet építőelemeinek egymásra hatását mérni rendkívül bonyolult és a befolyásoló paraméterek száma is nagyon sok. Majd megjelentek azok a megközelítések, amelyek a csontot, mint élő rendszert vizsgálják, a szerkezeti és geometriai felépítésen túl a paraméterek meghatározását és az egymásra épülési folyamatok megértését tűzték ki célul. A biológiai vezérlési folyamat tulajdonképpen egy visszacsatolási mechanizmusra épül. Az visszacsatolás olyan szenzorokon keresztül történik, amelyek érzékelik a környezeti terhelést és a normálistól eltérő esetben, ún. mediátorokon át, gerjesztik a csonttörő vagy csontképző sejteket. Így a rendszert érő terhelés alapján minden része külön-külön fejlődik. A csontok minőségi és mennyiségi jellemzői meghatározó fontosságúak az implantáció tervezésekor. Az emberi csont az egyik legkomplexebb mechanikai anyag. Inhomogén szerkezetükre jellemzően többféle rétegből épülnek fel. Igaz ez az állcsontokra is. Tömör és szivacsos rétegből áll, a szivacsos réteget csontszövetek töltik ki, melyek alakja a terhelés jellegétől függően változik. Ez a két réteg adja jellemzően a csont tömörségét, amely implantológiai szempontból az egyik legfontosabb minőségi anyagjellemző. [2]

3.1. Az erőátvitel

Az erőátvitelt vizsgáló tudományos irodalmak elsősorban az enossalis implantátumokkal foglalkoznak, ezért a következőkben a rájuk vonatkozó adatokat ismerhetjük meg. Az erőátvitel alapvető problémáját a gyökérhártya hiánya jelenti a fogatlan állcsontnál. A gyökérhártyát kollagénrostok alkotják,

13

amik mintegy felfüggesztik a fogakat, rágáskor kellő rugalmasságot biztosítva nekik és az erőhatásokat átvezetve a csontra, vertikális irányú terheléskor 10-

50 µm közötti elmozdulást engedélyezve. Implantátumok alkalmazásakor az

erők közvetlenül a csontra tevődnek át. A rágást és a rágóerőt a természetes fogaknál a gyökérhártyában lévő idegvégződéseken keresztül reflexek szabályozzák, ezek implantátumok esetében természetesen hiányoznak. [1]

3.1.1. Az implantátumra ható erők

A rágóerők meghatározása és modellezése nehéz feladat. Különböző mérések eltérő eredményeket mutatnak. Az implantátumok terhelhetőségére csak empirikus adatok állnak rendelkezésre. Implantátummal alátámasztott híd esetén, a férfiakon 188 N, nőkön 93 N átlagértéket mértek, ami kétségtelenül nagyobb, mint a teljes fogsort viselőkön mért értékeknél, de kisebb a természetes fogakkal rendelkezőkénél. Az implantátumokon mért maximális érték 412 N, természetes fogakon 490 N volt. A következő kérdés a csontszövet terhelhetősége, mely a csont fajtájától függően tömör csontnál 100-150 N/mm2, szivacsos állományú csontnál 25-35 N/mm2. Rágómozgás közben az implantátumra különböző nagyságú és irányú erők hatnak. A rágóerőt vertikális és horizontális összetevőkre bonthatjuk fel.

8. ábra Rágóerő vertikális és horizontális komponensei [1]

Az erők jellege szerint megkülönböztethetünk nyomó-, húzó- és nyíróerőket. A nyomó- és húzóerő az implantátum felszínére merőlegesen hat,

14

míg a nyíróerő a felszínnel párhozamos irányban. Egyszerűen belátható, hogy a húzó- és nyíróerő nem hat kedvezően a csont és az implantátum kapcsolatának fenntartására. Optimális az erőhatás, ha a rágóerő függőleges komponense a fiziológiai határokon belül marad. A következő táblázat néhány rágóerő értéket mutat be.

1. Táblázat Rágóerő értékek [1]

A rágóerő vertikális komponense az őrlőfogak területén 390-880 N

A rágóerő vertikális komponense a kisőrlőfogak területén 453 N

A rágóerő vertikális komponense a metszőfogak területén 222 N

A rágóerő vertikális komponense a teljes fogsort viselőknél 77-196 N

A rágóerő vertikális komponense felső fogsort viselőknél 147-284 N

A rágóerő horizontális komponense ~20 N

A rágómozgás frekvenciája 1 Hz

Antagonista érintkezés időtartama 0,23-0,3 s

Antagonista érintkezés időtartama 24 óra alatt 9-17,5 min

Az állkapocs maximális zárási sebessége 140 mm/s

Ha az implantátumokat nem tengelyük irányában terheljük, forgatónyomaték jelentkezik. Alapszabályként alkalmazzák az exostruktúra+ suprastruktúra/endostruktúra<1, vagyis az endostruktúra nagyobb legyen, mint a felépítmény maga. Ezzel csökkenthető a forgatónyomaték, ami ha nem

15

megfelelő nagyságú, akkor a felépítmény károsodását és a csont lebontódását okozza.

9. ábra A fellépő forgatónyomaték ábrázolása [1]

3.1.2. Az implantátum terhelésének a szövetekre történő átvitelét befolyásoló tényezők

Az erőátvitelben az anyagok tulajdonságai közül a szilárdságnak és a merevséggel összefüggésben lévő rugalmassági modulusnak van jelentősége. A szilárdság biztosítja az erőátvitelt és biztosítja, hogy az implantátum ne deformálódjon. Néhány anyag rugalmassági modulusa:

• szivacsos csont 2-5*103 N/mm2,

• tömör csont 20*103 N/mm2,

• titán 120*103 N/mm2,

• alumínium-oxid 400*103 N/mm2.

Ideális esetben az implantátum anyag és a csontszövet azonos Young modulus-al rendelkezne, de mivel ilyen implantátum anyagot a jelenleg alkalmazott anyagok között nem találni, így a különböző rugalmassági modulusú anyagok között a terhelések hatására feszültségek keletkeznek, melyek az erőhatások jellegétől függően lehetnek húzó-, nyomó- és nyírófeszültségek. Az implantátum geometriai kialakításának is hatása van az

16

erőátvitelre, és a kialakuló feszültségek nagyságára. Fő törekvés, hogy a terhelést nyomóerővé alakítsák, a húzó- és nyírófeszültségeket a minimálisra csökkentsék. Az erőátvitel akkor lesz optimális, ha az implantátum a maximális felületen érintkezik az őt körülvevő csonttal, így a csontintegráció után a rágóerő átvitele az implantátum egész felületén lehetséges lesz. Az implantátum felület növelésének módjai a már említett csavarmenetek, lyukak, behúzások, és különböző felületkezelő eljárások (homokfúvás, plazmaszórás) alkalmazása. Léteznek ún. erőtörők, amelyek a gyökérhártya helyettesítésnek elvén alapulnak. A természetes fogak rugalmasságát összehangolják az implantátummal. Általában műanyagból készülnek, ezért ezeket meghatározott időközönként cserélni kell, ami megdrágítja az eljárást és rendszeres ellenőrzést követel. Másik hátránya, hogy a műanyag csak egyféle rugalmassági értékkel rendelkezik, míg a fogak, a fogágy állapotától függően, többfélével, ami ismételten megkérdőjelezi alkalmazásának sikerességét. Megállapított tény, hogy terhelés hatására a feszültségek többsége az implantátum nyaki részében jelentkezik a tömör csontrétegben és, hogy nagyobb nyaki átmérőjű implantátum esetén ezek a feszültségek csökkennek. [1]

3.1.3. A terhelés hatására bekövetkező élettani reakciók

A csont élő szövet, ami terhelés hatására funkcionális és szerkezeti átépüléssel válaszol. Megfigyelték, hogy az optimális (kötőszövet nélküli gyógyulás) csont-implantátum kapcsolat esetén a csont átépülhet, és jobb terhelésviselővé válik. A megnövekedett feszültségek lehetnek okozói az esetlegesen kialakuló csontfelszívódásoknak és kötőszövetes gyógyulásoknak, mely nem teszi lehetővé a csont és implantátum közötti direkt kapcsolatot. Végezetül létezik az ún. orális adaptációs mechanizmus, ami során az idő és terhelés hatására kialakul az implantátum és a szövetek közötti neurológiás kapcsolat. A beidegzés fokozatosan visszatér szabad idegvégződések formájában. [1]

17

4. A FOGPÓTLÁSOKKAL SZEMBEN TÁMASZTOTT KÖVETELMÉNYEK

Az előző fejezetekben már volt szó az implantátum geometria és a terhelés átvitel kérdéseiről. A következőkben az implantáció sikerének másik fontos feltételről, az implantátum anyagának megválasztásáról, a napjainkban használt implantátum anyagokról, a biokompatibilitásról és az azt befolyásoló tényezőkről esik szó, külön kitérve az implantátum felület és geometria szerepére és a fémek szájüregi viselkedésére.

A legfontosabb követelmények az implantátumok anyagával szemben:

• biokompatibilitás,

• korrózióállóság,

• megfelelő szakítószilárdság,

• csonthoz hasonló rugalmasság,

• kopásállóság,

• sterilizálhatóság,

• röntgenárnyékot adó képesség,

• jó szigetelő,

• jó megmunkálhatóság. [3]

4.1. A biokompatibilitás

Biokompatibilitás alatt az anyag azt a tulajdonságát (fizikai, kémiai) értjük, ami biztosítja a biológiai összeférhetőséget, vagyis a biológiai rendszer és a rendszerbe helyezett technikai rendszer összeférhetőségét. Bioanyagok, az orvosi célból a biológiai rendszerrel való kölcsönhatás érdekében alkalmazott élettelen anyagok (European Society for Biomaterials, 1986). Másik fontos fogalom a biofunkcionalitás, amely azokat a szilárdsági és alakíthatósági tulajdonságokat jelenti, amely biztosítja a terhelések átvitelét az implantátumra és a környező szövetekre anélkül, hogy valamelyik károsodását okozná, amely tulajdonságok által az anyag képes lesz betölteni a neki szánt funkciót. Az implantátumnak meg kell tartania formáját és ellenállnia kell a környező szöveti reakciókkal szemben úgy, hogy közben ne okozzon toxikus

18

effektust, tehát biológiailag stabilnak kell lennie. A biológiai stabilitást befolyásoló folyamatok:

• Korrózió: az implantátum károsodása kémiai, elektrokémiai folyamatok hatására.

• Metallózis: a korróziós molekulák hatása a környező szövetekre.

• Biodegradáció: az implantátum anyagának leépülése szöveti reakciók hatására.

A biokompatibilitás növekedése a biofunkcióképesség romlását vonja maga után, az anyag mechanika tulajdonságai romlanak, és hasonlóan a biofunkcionalitás növelése a biológiai kapcsolatok rontja. Fogászati implantátumok elsősorban fémekből és ötvözeteikből készítenek, kisebb részarányuk a kerámiáknak van még. A fémek legnagyobb része toxikus hatású, az emberi szövetek közé helyezve a leváló molekulákat a szervezet antigénként kezeli és szövet reakciókkal válaszol. Az eddig ismert fémek közül csak öt az, ami nem mutatott toxikus, sejtnövekedést gátló hatást. Ezek a fémek: a titán, tantál, platina, cirkónium és a niób. Az anyagok toxikus viselkedését a felszínükről leváló molekulák minősége és mennyisége befolyásolja. Az anyag és az szövet között fellépő reakció hatása alapján a biokompatibilis anyagokat három csoportba sorolhatjuk.

• Biotoleráns anyagok: leginkább a króm-nikkel-molibdén acélötvözetek sorolhatók ide, amiket különböző vastagságú kötőszövet vesz körül és választ el a környezettől. Ide tartoznak még a Co-Cr-Mo ötvözetek.

• Bioinert anyagok: a fémek felületén stabil oxidréteg védi meg az implantátumot a korróziótól és az anyagokról csak minimális mértékben válnak le molekulák, melyeknek nincs mérgező hatásuk a biológiai rendszerre. Ide tartozik a legtöbb, implantológiában alkalmazott anyag (titán, tantál, niób, alumínium-oxid kerámia).

• Bioaktív anyagok: az anyag és a csontszövet között közvetlen mechanikai és kémiai kapcsolat van. Ide soroljuk a kalcium-foszfát kerámiákat, melyek a csont összetételéhez nagyon hasonlóak, de ezek az anyagok még a tesztelés időszakában vannak, alkalmazásuk a jövő kérdése lesz. Leggyakrabban alkalmazott bioaktív anyagok: a hidroxil-apatit, trikalcium-foszfát, bioüveg.

19

4.1.2. Az implantátum felületén és környezete között lejátszódó folyamatok

Vizsgálatokkal alátámasztott, hogy az implantátum anyaga és felülete felelős a sikeres csontintegráció létrejöttében. Amikor az implantátumot a szervezetbe helyezzük, olyan kapcsolat alakul ki, amelyben az implantátum és a környezete kölcsönösen hatnak egymásra. Ezek a reakciók az implantátum felületén játszódnak le. Az implantátum felszíni molekulái és a környezet molekulái között különböző mértékű potenciálkülönbség (elektrokinetikus potenciál) van, amelyet a molekulák különböző töltései okoznak. Ezeket a töltéseket felületi feszültségnek vagy felületi energiának nevezik. A felületi feszültségek okolhatók a bioadhézió jelenségéért, amely során az anyag a felületéhez más molekulákat köt. A bioadhézió során először a kisebb, majd a nagyobb méretű molekulák, mint például fehérjék, tapadnak a felszínhez, amelyhez majd a csontsejtek kapcsolódnak. A felületi réteg tisztasága nagymértékben befolyásolja a csontintegrációt, mert az idegen atomok ronthatják a bioadhéziót. Az implantátum felületi tulajdonságainak kialakítására számos módszer ismeretes. Ilyen a passziválás, ami az implantátum felületén a stabil oxidréteg kialakítását segíti elő, ami az implantátumot nagymértékben korrózióállóvá teszi. Ezeket az oxidrétegeket salétromsavas kezeléssel vagy elektrokémiai oxidáció alkalmazásával hozzák létre. A felszín molekuláris tisztaságának szerepe az optimális csont-implantátum kapcsolatban máig nem tisztázott teljes mértékben.

4.1.3. Az implantátum felületi morfológiájának szerepe

Fontos kérdés a felület morfológiája. A mechanika egyenetlenségek fontos szerepet játszanak a sejtekkel való kapcsolatban. Porózusabb felületen ugyanis a csontos regeneráció hamarabb következik be, bár ezt nem a porozitás mértéke, hanem a minősége határozza meg. Az felület érdessége a csontintgerált gyógyulás következtében az implantátum felületét megnövelhetik, melynek előnye az említett erőátvitelben használható ki. A felületi egyenetlenségek nagysága szerint megkülönböztetnek mikro- és

makropórusokat. A makropórusoknak (>100µm) a csontszövettel történő

mechanikai kapcsolat kialakításában van szerepe, míg a mikropórusok

20

gyorsítják a csontsejtek elvándorlását. Ilyen mikropórusos felületi kialakításokat hoznak létre például plazmaszórással, amely során a titán-hidrid port nemesgáz segítségével, magas hőmérsékleten a fém felületére juttatják,

15 µm-es érdességű felszínt létrehozva és a biokompatibilitását javítva az

implantátumnak. Vannak olyan eljárások, amelyekkel nem bevonatot hoznak létre, hanem magának az implantátumnak a felszínét érdesítik. Ide tartozik a homokfúvás, melynél alumínium-oxid port nagy sebességgel a felületre fújva,

a becsapódó szemcsék 20-25 µm nagyságú egyenetlenségeket alakítanak ki.

Másik módszer a lézeres felületkezelés, ahol lézerfény hatására 50-100 µm

mélységű olvadt felületi réteget állítanak elő, amely a besugárzás megszűnése után azonnal megszilárdul és a felületi morfológiát átalakítja, melynek

tartománya 10-60 µm közötti. Az eljárás előnyei között van, hogy a felületi

réteg zárványoktól mentes, kedvezően durvított és nagy tisztaságú lesz. A felületkezelések egy viszonylag új formája a bioaktív anyaggal történő bevonás. Erre a célra kalcium-foszfát kerámiát alkalmaznak leginkább. Ez az eljárás nem csak mechanikai, de kémiai kapcsolatot is létrehoz, ioncserét biztosítva az implantátum és a csont között. Technológiai, és a titán és kalcium-foszfát eltérő tulajdonságaiból adódó problémák miatt az eljárás nem vált népszerűvé. [1]

4.2. Biokompatibilis anyagok

A ma használatban lévő orális implantátum anyagok hosszú és szigorú vizsgálatokon mentek keresztül, amíg a gyakorlatban is alkalmazhatókká váltak. Minden igényt kielégítő anyagot eddig nem sikerült találni. Az eddig alkalmazott anyagok nagy része fém, fémötvözet vagy speciálisan implantológiai célokra kifejlesztett kerámiák.

4.2.1. A Titán és ötvözetei

Napjainkban a leggyakrabban használt fém az implantológia területén. Alkalmazzák tiszta fém és ötvözetei formájában. Jó mechanikai tulajdonságai, alacsony sűrűsége (4507 kg/m3) lehetővé teszi a részleteiben való megmunkálásra, amely általában hidegeljárásokkal történik, mert öntése

21

magas olvadáspontja (1660°C) és oxigénérzékenysége miatt jelentős költségnövekedést eredményez. Leggyakrabban felhasznált ötvözete a Ti-Al6-V4. Az ötvözőkkel elsősorban a mechanikai tulajdonságokat javítják, a tiszta ötvözetlen titán azonban korrózióállóbb. A következő táblázat az ötvözetlen titán és a Ti6Al4V legfontosabb mechanikai tulajdonságait foglalja össze.

2. Táblázat Az ötvözetlen titán és TiAl6V4 mechanikai tulajdonságainak

összehasonlítása

TiAl6V4 Ötvözetlen titán (kereskedelmi tisztaságú)

Összetétel Ti – 90%, Al – 6%, V – 4%

90 % Ti

Mechanikai tulajdonságok

Kompressziós modulus 96,8 – 153 GPa 111,3 – 118,7 GPa

Nyomószilárdság 848 – 1080 MPa 186 – 531 MPa

Nyúlás 5 – 18 % 10 – 25%

Folyáshatár 786 – 910 MPa 172 – 483 MPa

Kifáradási határ 529 – 566 MPa 306 – 356 MPa

Törési szívósság 84 –107 MPa*m1/2 50 – 55 MPa*m1/2

Hajlító szilárdság 786 – 1080 MPa 172 – 483 MPa

Vickers keménység 337 – 373 HV 195 – 205 HV

Csúsztató rugalmassági modulus

40 – 45 GPa 45 – 47,31 GPa

22

Szakítószilárdság 862 – 1200 MPa 241 – 552 MPa

Rugalmassági modulus 110 – 119 GPa 107 – 112,5 GPa

A titán fém állandó korróziója folytán kialakuló metallózist a szakirodalmak megvizsgálták, és megállapították, hogy a szervezetbe folyamatosan jutnak titánionok, de toxikus vagy allergizáló hatást nem tudtak kimutatni.

A titán felületén hétféle oxidréteg alakulhat ki, a leggyakoribb és legstabilabb a TiO2, és létezik a jóval ritkábban előforduló TiO és Ti2O3. A titán-dioxidnak háromféle kristálymódosulata létezik: rutil, anatáz és brookit.

10. ábra Az anatáz, rutil (tetragonális) és brookit (ortoromboéderes)

kristályszerkezete [4]

Implantátumok esetében, a termodinamikailag legstabilabb TiO2 oxidréteg felelős a kialakuló nagyfokú biokompatibilitásért azáltal, hogy megakadályozza az anyag korrózióját, stabilan ellenáll az élettani pH-val szemben, elektromos vezetése pedig kicsi. A tiszta titán felületén a réteg vastagsága ~2-6 nm, az ötvözeteken vastagabb. Megfigyelték, hogy film sérülés esetén képes újraképződni. Már kisebb mennyiségű oxigén hatására is felületi oxid réteg jelenik meg, aminek hatására a titán passzív állapotba kerül. Passzív állapotról akkor beszélhetünk, amikor egy fém vagy ötvözet a környezet egy olyan összetevőjével érintkezik, amelyhez nagy az affinitása és mégsem vagy csak nagyon kis mértékben lép vele reakcióba. A titán

23

implantátumok korróziós tulajdonságait ez a felületi oxidréteg határozza meg és nem maga a fém tulajdonságai. [1][3]

4.2.2. Tantál

A tantál egy jól alakítható, nyújtható fém. Felszínét szintén oxidréteg borítja, mely ellenállóvá teszi a szöveti hatásokkal szemben, jó korrózióállást biztosítva neki. A legtöbb fogimplantátum típusnál alkalmazzák. Alacsonyabb keménysége és nagy fajsúlya miatt használata, a titánnal szemben, háttérbe szorult. Magas olvadáspontja miatt öntése nem lehetséges. [3]

4.2.3. Kobalt-króm-molibdén ötvözet (vitallium)

Felhasználását elsősorban rossz korrózióálló tulajdonságai csökkentik. A kobalttartalom 60%, a króm 30% körüli, ami subperiostealis implantátum készítésére teszi alkalmassá. [3]

4.2.4. Kerámiák

A kerámiák merev anyagok, nyomásnak jól ellenállnak, de hajlításra kevésbé terhelhetők. A csoport képviselői a trikalcium-foszfát, hidroxil-apatit és alumínium-oxid. Az alumínium-oxid kerámiát nagy tisztaságú porból, magas hőmérsékleten és nyomáson, szinterezéssel állítják elő. Jó korrózióállóságot biztosít, és elektromosan szigetelő. Hátránya, hogy nehezen alakítható, így csak részleteiben nem kidolgozott implantátum készíthető belőle, és szilárdsága sem vethető össze a fémekével. A hidroxil-apatit előállítható természetes (algákból és korallokból) és mesterséges úton (szinterezéssel). Szerkezetük mindkét esetben pórusos, ami lehetőséget ad a csontszövet benövésére. A kalcium-foszfát kerámiákat is szinterezéssel állítják elő. A kalcium-foszfát és a hidroxil-apatit nem alkalmas teherviselő implantátum céljára, csak fém alapszerkezetű implantátumok bevonására alkalmazzák. Alkalmazásukat megkérdőjelezi azonban biológiai stabilitásuk,

24

oldódásuk és a bevonatozás során bekövetkezett esetleges kémiai, szerkezeti változások. [1][3]

4.3. Fémek viselkedése szájüregi viszonyok között

A fogászati fémek szájállósága a fizikai, kémiai hatásokkal szembeni ellenállást jelenti. A fémek ilyenfajta védekezését a kémiai és elektrokémiai korrózió rontja, mely lehet foltos, pontkorrózió, kristályközi vagy szelektív. A kémiai korrózió általában oxidáció formájában játszódik le. Egyes fémek felületén védő oxid réteg keletkezik, de csak azokat a fémeket lehet ellenállónak tekinteni, amelyek az elektrokémiai korrózióval szemben is rezisztensek. A nyálban, vérben, szövetnedvekben, ételekben, italokban mint elektrolitokban, a fémek egy bizonyos szintű elektromos potenciál felett galvánelemként kezdenek el viselkedni és a kialakult feszültség hatására a szájban áram kezd el folyni. A fém felületéről ionok lépnek ki, fémkioldódás megy végbe. Gyakorlatilag a korróziós folyamat indukálja a fémkilépést. Korrózió elsősorban ott mutatkozik, ahol a nyálban vegyi oldás, kopás játszódik le, de a leggyakoribb az elektromos potenciálkülönbség hatására kialakuló elektrokémiai korrózió. Ennek oka lehet a két fém között kialakult potenciálkülönbség, bimetallizmus (két fémanyag érintkezése: amalgámtömés, fémkorona, implantátumok, fogszabályzó érintkezése), a pH változása, fémanyagok nyálban történő oldódása. [5]

25

11. ábra Galvánelem képződés (elektorkémiai korrózió)

4.3.1. Fogimplantátumok korróziós vizsgálatai

A korróziós viselkedés vizsgálata igen fontos feladat, mivel az implantátumok korróziója jelentős mértékben rontja a biokompatibilitást és az alkalmazott anyag mechanikai tulajdonságait. A fogászati implantológiában használt ötvözetek korróziós sebességét a felületén képződött passzív réteg védőképessége, stabilitás határozza meg. A réteg stabilitása jellemezhető a mért áramsűrűséggel. A szakirodalmak az elektrokémiai korróziós viselkedést leggyakrabban elektrolitként alkalmazott modell oldatokban (Ringer oldat, műnyál, mesterséges testnedv) polarizációs mérésekkel vizsgálják. A vizsgálatok lényege, hogy a fémeket és ötvözeteiket olyan hatásoknak teszik ki, amelyek a szervezetben lezajló folyamatokat modellezik, az oldat összetételének, hőmérsékletének valamint az áramerősség változtatásával, illetve különböző fogászati anyagok párosításával. Ezek a vizsgálatok a következők:

• ciklikus voltametriás mérések

• nyitottköri potenciálmérések

• elektrokémiai impedancia spektroszkópia.

26

Potenciodinamikus méréseknél az elektródpotenciált két érték között valamilyen sebességgel változtatják, miközben az áramválaszt rögzítik. A ciklikus voltametriás mérések teljesen hasonlóak, annyi különbséggel, hogy a potenciálokat növekvő (pozitív), majd csökkenő (negatív) irányba változatják. A létrejött áram-potenciál görbékből a fém-elektrolit határfelületen végbemenő elektród folyamatokat jellemezhetjük. [4]

4.3.1.1. A titán korróziós viselkedése

A legtöbb szakirodalom a titán és titán alapú ötvözetek korróziós folyamatait vizsgálja, a különböző ötvözők, különböző pH értékek és elektrolit koncentráció hatását az implantátum anyagainak korróziójára.

Ringer oldatban végzett vizsgálatok bizonyítják, hogy a Ti-6Al-4V ötvözetben jóval kisebb korróziós sebesség mérhető, mint a vanádiumot nem tartalmazó ötvözetekben. A molibdén megnövelte az oxidréteg stabilitását, a vanádium és vas ötvözők javították a korrózióval szembeni ellenállást és a passziválódási hajlamot, az alumínium rontotta ezt. Műnyálban végzett vizsgálatok kimutatták, hogy bizonyos szintű, 0,1% NaF koncentráció felett az oxidréteg védőhatása megszűnt. [4] [6]

12. ábra Potenciodinamikus görbék titánra és Ti6Al4V-re különböző NaF

koncentráció és pH értékek mellett [7]

27

A tanulmányok vizsgálják azokat a korróziós jelenségeket is, amik különböző fémbázisú fogászati anyagok együttes alkalmazásakor előfordulhatnak a szuprastruktúra és az implantátum között. Különböző összetételű és pH értékű műnyálban végeztek kísérleteket az elektrokémiai korrózió megfigyelésére, a fogászati szuprastruktúra ötvözetek (arany, ezüst, palládium és kobalt-króm bázisú) titánnal való kombinálásakor. Pozitív galvánáram esetén, amikor a felépítmény ötvözetek katódként viselkedtek a korrózió kicsi, vagy egyáltalán nem figyelhető meg. A galvánáram negatív értékeinél, amikor anódként viselkedtek már nagyobb korrózió jelentkezett.

13. ábra Különböző galvánáram értékek a Ti/Ti6Al4V és a felépítmények

ötvözeteinek párosítása során [8]

Az implantátumok felületén lévő oxidréteg nem károsodott a korrózió folyamán. Egy átmeneti depasszivizáció után a felület általában újrapassziválódott. Az eddig szerezett eredmények azt bizonyítják, hogy a Ti/felépítmény, Ti-6Al-4V/felépítmény párosítások mutatták a legalacsonyabb korróziós intenzitást. Legkedvezőtlenebb helyzet akkor alakult ki, amikor egy kisebb anódot összekapcsoltak egy nagy katóddal. A vizsgálatban a katódos és anódos felületek ugyanolyanok voltak, míg a való életben nagymértékben különbözhetnek egymástól, miközben lehet, hogy ezzel módosul a galvánáram intenzitása. Ezeken felül minden egyén biológiai jellemzői eltérőek, amiket laboratóriumi körülmények között nehéz reprodukálni. Ezen okok mutatják, hogy milyen fontos a megfelelő implantátum/felépítmény párosítás, amelyek a legextrémebb körülményeket is képesek elviselni, amelyek a szájban előfordulhatnak. [8]

28

4.3.2. Az elektrokémiai folyamatok hatására bekövetkező élettani reakciók

Az elektrokémiai folyamat során a kioldódott fémionok a sejtekbe, szervekbe kerülhetnek, amelyek toxikus hatásúak is lehetnek. A fémionok a szervezetbe kerülve hajhullást, bőrleváltozást, allergiát okozhatnak. Maga a kialakult feszültség is káros, mivel megzavarhatja a sejtek elektromos működését. A szájban akupunktúrás pontok találhatók, melyek egyes szervek működéséhez rendelhetők. Ezen pontok elektromos ingerlése kihat a hozzájuk kapcsolódó szervek működésére. A kialakult hatások függenek feszültség mértékétől, a kioldódott fémionoktól, a fém szájüregi lokalizációjától. Általánosságban kijelenthető, hogy 500 mV-os és 6-7 mA-es elektromos terhelés hatására az idegi és akupunktúrás pontok tartósan károsodnak. A fog sajátos védekezési mechanizmussal, dentinréteg kialakításával, megpróbálja elszigetelni magát, a fémmel érintkező nyálkahártya ínysejtjei elhalnak, programozott sejtpusztulással válaszolnak. Az elpusztult sejtek elektrolitként működnek tovább. Az eredmény az íny gyulladása, majd az implantátum kilökődése. [9]

4.4. Az ISO szabvány elvárásai az implantátumok anyagaival szemben

Abszolút biokompatibilitás természetesen nem létezik, de a szabványokban előírt alapanyag-minőség előírásait betartva, a hosszú távú klinikai tapasztalatok alapján, a biológiai reakciók elfogadható szinten maradnak. Implantátumok gyártására az ISO 5839 tartalmazza az anyagminőség választékot. Az ISO 5832 tartalmazza a fémes anyagokkal szembeni elvárásokat. Fogászati implantátumokat leggyakrabban az ISO 5821-2 és ISO 5832-3 szerinti anyagminőségből gyártanak.

4.4.1. Ötvözetlen titán anyagminőség tulajdonságai az ISO 5832-2 alapján

A szabványban mechanika vizsgálatként az ötvözetlen titánra szakító- és hajlító vizsgálatot írnak elő, homogén, egyenletes szövetszerkezetet és ötös

29

vagy annál nagyobb szemcsenagyság-fokozatot. Vegyi összetétel vonatkozásában a szennyezők maximális mennyiségét írják elő, és az ötvözetlen titánt 5 minőségi csoportba sorolják. [10][11]

3. táblázat ISO 5832-2 által előírt vegyi összetétel

Elemek Vegyi összetétel (%)

Ti 1 Ti 2 Ti 3 Ti 4A Ti4B

Nitrogén 0,03 0,03 0,05 0,05 0,05

Karbon 0,10 0,10 0,10 0,10 0,10

Hidrogén 0,015 0,015 0,015 0,015 0,015

Vas 0,20 0,30 0,30 0,50 0,50

Oxigén 0,18 0,25 0,35 0,40 0,40

Titán A fennmaradó rész

A szabvány által előírt mechanikai tulajdonságokat a következő táblázat foglalja össze.

4. táblázat ISO 5832-2 által előírt mechanikai tulajdonságok

Osztály Állapot Szakítószilárdság min., Rm (MPa)

Egyezményes folyáshatár min., Rp0,2

(MPa)

Fajlagos szakadási nyúlás min., A5 (%)

Ti 1 lágyított 240 170 24

30

Ti 2 lágyított 345 275 20

Ti 3 lágyított 450 380 18

Ti 4A lágyított 550 483 15

Ti 4B hidegen megmunkált

680 520 10

4.4.2. TiAl6V4 ötvözet tulajdonságai az ISO 5832-3 elvárásai alapján

Az ISO 5832-3 szabvány a megmunkált TiAl6V4 ötvözetre előírt követelményeket tartalmazza. Mechanikai vizsgálat céljára szakító- és hajlító vizsgálatot írnak elő (ISO 6892, ISO 7438), szövetszerkezeti elvárások az European Titanium Producers Technical Committee normák szerinti

α + β fázisú, gömb alakú szemcseszerkezet. A minimálisan és maximálisan

megengedhető vegyi összetétel az alábbiak szerint alakul. [12]

5. táblázat ISO 5832-3 által előírt vegyi összetétel

Elemek Vegyi összetétel min. és max. (%)

Alumínium 5,5 - 6,75

Vanádium 3,5 - 4,5

Vas < 0,3

Oxigén < 0,2

Karbon < 0,08

Nitrogén < 0,05

31

Hidrogén < 0,015

Titán A többi

Az elvárt mechanikai jellemzők:

6. táblázat ISO 5832-3 által előírt mechanikai tulajdonságok

Ötvözet alakja

Szakítószilárdság min., Rm (MPa)

Egyezményes folyáshatár min., Rp0,2 (MPa)

Fajlagos szakadási nyúlás min., A5 (%)

Lemez vagy szalag

860 780 8

Rúd 860 780 10

4.5. Az alapanyag-minőség megfelelőségének ellenőrzése

Az alapanyag választás meghatározza a termék biokompatibilitását és mechanikai tulajdonságait. A biokompatibilitás miatt a választható anyagminőség rendkívül korlátozott. Az orvostechnikai eszközök anyagainak vizsgálatok sorozatán kell megfelelniük, mielőtt a gyakorlatban is alkalmazhatók lesznek. Ezek a vizsgálatok rendkívül bonyolultak és költségesek. Az implantátumgyártók ezért is választanak a már bevált és szabványosított anyagminőségek közül.

32

6. IMPLANTÁTUMOK BEM ŰTÖTT ÁLLAPOTOT MODELLEZ Ő STATIKUS ÉS ISMÉTL ŐDŐ IGÉNYBEVÉTELI VIZSÁLATAI

A fogászati implantátumok az emberi testben különböző igénybevételeknek vannak kitéve. Ki kell állniuk a természetes fogakhoz hasonlóan a rágások ismétlődő sorozatát. A statikus, dinamikus és fáradási értékek vizsgálatára számos eljárás létezik. A csontba ültethető fogászati implantátumok fáradási vizsgálatára az ISO 14801 ad útmutatást a fáradási viselkedés meghatározásához.

14. ábra Mechanikai vizsgálat sémája az ISO 14801 alapján [13]

A fogászati implantátumot egy üvegszálas epoxigyanta kompozitba rögzítik. A beágyazó anyag csonthoz hasonló rugalmassági modulus értékkel

33

rendelkezik (kb. 20 GPa), könnyen megmunkálható és kellően tartós a periodikus tesztekhez. Az ISO által megengedett legmagasabb frekvencia hatás 15 Hz. A nedves teszteket 37°C-on és 0,9%-os sóoldatban, a száraz teszteket szobahőmérsékleten végzik. A fenti ábra szemlélteti, hogyan hozzák létre az ISO 14801 előírása alapján az erőkart. Durva becslésekkel, naponta háromszor 15 percen keresztül 60 ciklus/perc ismétlődéssel lehet számolni (1 Hz). Ez egyenértékű 2700 rágó ciklussal egy nap, és közel egymillió ciklussal egy év alatt. Implantátumok esetében 5 éves terhelési időtartamra, ez esetben tehát 5 millió ciklussal, 1-5 Hz-es frekvencián végzik a vizsgálatokat, egy kimért terhelési (kb. 1200 N) szintig.

A fellépő statikus igénybevételek vizsgálatai ugyanígy megtervezhetők a biomechanikai elemzések eredményeire építve, melyekhez a speciális berendezések igen sokszínűek. A hagyományos mérnöki gyakorlatban az univerzális anyagvizsgáló berendezések az elterjedtek. A PROTETIM Kft. biomechanikai anyavizsgáló laborjában statikus terheléssel végeztem vizsgálatokat kétféle geometriai kialakítású felépítménnyel és implantátummal. A vizsgálat menete és az eredmények a következő pontban kerülnek elemzésre.

34

7. A STATIKUS TERHEHET ŐSÉGI VIZSGÁLAT

A statikus vizsgálat során keressük:

• a törést okozó terhelés nagyságát,

• a maradó alakváltozást előidéző terhelés nagyságát,

• a különböző terheléseknél a statikus biztonsági tényező értékét.

7.1. Vizsgálati anyag

A vizsgálatokhoz PROTETIM PLUS márkájú, 3,5 mm átmérőjű, 12 mm hosszúságú fogászati implantátumot és a rendszerhez tartozó 3,5 mm átmérőjű 7mm hosszúságú egyenes és 9 mm hosszúságú 10°-os ferde felépítményt használtunk.

15. ábra 10°-os ferde és egyenes felépítmény

az implantátumba rögzítve

35

A PROTETIM PLUS implantátumtest kúpos kialakítású, mely leginkább hasonlít a foggyökér alakjához. A nyaki részen található mikrogyűrűk a stabilitásért felelősek, az erőket egyenletesebben vezetik el, az önmetsző élek pedig minimalizálják a csontveszteséget. Az Al2O3 szemcsékkel érdesített felületen titán-dioxid védőréteget hoznak létre, mely biztosítja a megfelelő csontintegrációt, megakadályozza a fémionok szervezetbe jutását, és megőrzi az önmetsző él keménységét és kopásállóságát.

Az implantátum test és a felépítmény ISO 5832/2 szerinti ötvözetlen titán anyagminőség, a rögzítő csavar anyaga ISO 5832/3 szerinti TiAl6V4. A műbizonylatok alapján az ISO által előírt összetételbeli és mechanikai tulajdonságok teljesülnek.

7.1.2. A vizsgálat körülményei és a vizsgálat elrendezése

A vizsgálatok során a beműtési állapotnak megfelelő körülményeket kell kialakítani, és a vizsgálati paramétereket is ez alapján kell megválasztani.

Az terhelő erők jellege szerint megkülönböztethetünk nyomó-, húzó- és nyíróerőket. A fellépő erőket felbonthatjuk vízszintes és függőleges összetevőkre. A terhelés során a felépítmény veszi fel a terhelő erőket és továbbítja őket az implantátum testre és a körülötte lévő csontokra. Valóságos esetben a felépítményre még rákerül a korona, amely mintegy közrefogja a felépítményt, a terhelő erőket jobban elosztva.

A vizsgálat alkalmával kétféle elrendezés adatait rögzítettük. Első esetben a műgyantába ágyazott 10°-os ferde felépítményt szobahőmérsékleten teszteltük.

36

16. ábra 10°-os ferde felépítmény elrendezése

Második esetben a körülmények ugyanazok, csak a felépítmény egyenes típusú amelyet 30°-os szögben megdöntöttünk, ezzel is szimulálva a fiziológiás terheléseket.

37

17. ábra Egyenes felépítmény 30°-al bedöntve

7.1.3. Az MTS 858 Mini Bionix II vizsgáló berendezés

Az MTS 858 Mini Bionix II. típusú berendezés hidraulikus működésű anyagvizsgáló, kifejezetten orvostechnikai eszközök vizsgálatára fejlesztették ki. Négy mérő érzékelő berendezése van:

• erőmérő,

38

• elmozdulás mérő,

• nyomásmérő,

• és szögelfordulás mérő.

A berendezés működési tartománya:

• maximális erő: 25 kN,

• maximális mozgás hossz: 100 mm,

• maximális nyomaték: 225 Nm,

• maximális szögelfordulás: 270°,

• maximális működési frekvencia: 10 Hz.

Négy elemből épül fel: számítógép, controller, hidraulikus tápegység és a vizsgáló berendezés. A számítógép segítségével történik a jelbevitel, és a rendszerrel való kommunikáció, itt lehet a vizsgálat menetét, a beállításokat megtervezni, az adatgyűjtés, számolás, kiértékelés ebben rögzíthető.

A controller feladata az analóg jel digitális jellé való alakítása. A rugalmas kapcsolatot valósítja meg, mely elengedhetetlen a pontos működéshez.

A vizsgáló berendezésen történik maga a vizsgálat. A hidraulikus munkahengerrel valósítható meg az elmozdulás, erőváltozás, szögelfordulás, nyomatékváltozás. Abszolút koordináta rendszerrel működik. Négy mérő érzékelő berendezése a felső részen elmozdulás, szögelfordulás, az alsó részen: erőmérő, nyomaték érzékelő.

39

18. ábra MTS 858 Mini Bionix II anyagvizsgáló berendezés

A hidraulikus tápegység feladata az olajnyomás és olajmennyiség biztosítása. Az egységben lévő háromfázisú villanymotor az olajszivattyút működteti. Az üzemi nyomás 250 bar. Az elmozdulás vagy az erőváltozás a nyomáskülönbséggel jön létre.

Alapvetően kétféle eljárás létezik: kézi és automatikus. A kézi vezérlésű vizsgálatról nem gyűjthető információ, rövid, egyszerű vizsgálatokhoz

40

alkalmazható, amelyek inkább bemutató jellegűek. Az automatikus vezérlés bonyolultabb vizsgálatok elvégzésére alkalmas és lehetőséget nyújt az adatok összegyűjtésére. Három szakaszból tevődik össze. Az elsőben a munkadarab megközelítése történik. A megközelítés előzetes beméréssel, majd a hosszkoordináták megadásával megy végbe, ekkor adjuk meg a munkahenger elmozdulásának sebességét is. Majd az alapterhelés ráadása, állandó sebességgel és a terhelő erő nagyságának beállítása a következő. A második szakaszban történik a tényleges vizsgálat. Meg kell határozni, milyen információkat szeretnénk gyűjteni, és az időtartam alapján milyen gyakran gyűjtse az értékeket. Több mérés egyidejű futtatására is lehetőség van, de ilyenkor minden mérésre külön programot kell írni. Lehetőség van a párhuzamosan futó programok együttes kiértékelésére. A harmadik szakaszban meg kell határozni a leterhelés nagyságát, annak sebességét.

7.2. A vizsgálat menete

Az előzetesen előkészített műgyantába rögzített implantátumokat statikus terhelési próbának vetettük alá, rögzítve a terhelés-elmozdulás adatokat.

A felső részbe befogott nyomópofa 0,1 mm/s útvezérléssel közelít az alsó hengeres befogóba rögzített implantátum felé 4 mm-es szakaszon. A gép minden 0,1 másodpercben regisztrálta az ehhez tartozó erőket.

Az első vizsgálatnál, amelynél a ferde felépítményt terheltük, leolvashatjuk a 0,2%-os maradó alakváltozást okozó terhelés nagyságát, amely ebben az esetben Fp0,2= 1080 N. A maximális terhelés Fmax= 1150 N.

41

Ferde felépítmény

0

200

400

600

800

1000

1200

1400

1600

0 1 2 3 4 5

H [mm]

F [N

]

Fp0,2=1080 N

19. ábra Ferde felépítmény erő-elmozdulás diagramja

Az vizsgálat során kapott adatokat felhasználva számítható a folyáshatárhoz és a maximális erőhöz tartozó statikus biztonsági tényező. Mivel a fogak típusától függően a rágóerő értékek változnak, így különböző fogtípusokra vonatkozó szakirodalmi adatokat használtam fel:

• a rágóerő az őrlőfogak területén: 390-780 N,

• a rágóerő a kisőrlőfogak területén: 453 N,

42

• a rágóerő a metszőfogak területén: 222 N.

7. Táblázat Statikus biztonság értékek

Statikus biztonság Fp0,2 -nél

Statikus biztonság Fmax -nál

Metszőfogak területén

4,86 5,18

Kisörlőfogak területén

2,38 2,53

Örlőfogak területén

2,16 2,3

20. ábra A ferde felépítmény a terhelés után

43

A következő diagram az egyenes felépítmény terhelés-elmozdulás adatait ábrázolja.

Egyenes felépítmény

0

200

400

600

800

1000

1200

1400

0 1 2 3 4

H [mm]

F [N

]

21. ábra Egyenes felépítmény erő-elmozdulás diagramja

A diagramból kitűnik, hogy 1200 N felett az egyenes felépítmény kúpos csatlakozó része és a rögzítő csavar már nem bírta a terhelést. A TiAl6V4 rögzítő csavar 1200 N körüli terhelésnél eltört, a titán felépítmény kúpos és hatszög alakú csatlakozása meghajlott.

44

22. ábra Az egyenes felépítmény a terhelés után

A felépítmény körgyűrű keresztmetszetű felső része a terhelés növelésével fokozatosan deformálódott, ezért a diagramból folyáshatár érték nem állapítható meg, de a ferde felépítmény vizsgálatánál tárgyalt különböző fogtípusok esetén előforduló terhelőerőkkel összevetve kimondható, hogy mindkét típus biztonsággal alkalmazható. Valóságos helyzetben, koronán keresztüli terhelés esetén 1200 N-nál nagyobb erőt is elviselne.

45

8. ÖSSZEFOGLALÁS Dolgozatomban igyekeztem egy rövid tematikus összefoglalást adni a

napjainkban egyre elterjedtebb fogászati implantátumok mérnöki vonatkozásairól. A minden szempontból legmegfelelőbb implantátumok megtervezése szoros orvosi és mérnöki együttműködést igényel. Mérnöki oldalról a gyökérforma kialakítás mellett az egyik legfontosabb kérdés az anyagválasztás. Fogászati implantátum anyagok napjainkban szinte kizárólag csak a titán és ötvözetei, a tantál és alumínium-oxid kerámiák mára teljesen eltűntek. Új irányvonal a biokerámiák (cirkónium-oxid) alkalmazása, melyek nem csak esztétikusabbak mint a titánból készült implantátumok, hanem kiváló mechanikai tulajdonságokat is mutatnak és nagyon magas fokú fémérzékenység mellett is alkalmazhatók..

A titán implantátumokkal végzett statikus vizsgálati eredmények alapján kimondható, hogy az egyenes és ferde felépítmény is megfelelő. Mégis érdemes összehasonlítani az ötvözetlen titán és a jóval kedvezőbb mechanikai tulajdonságokkal bíró TiAlV anyaminőséget és esetleges további vizsgálatok folytatni ismétlődő és dinamikus terhelésekkel. Implantátumok esetében az emberi test szerveinek helyettesítéséről van szó, így sokkal nagyobb biztonságot követelünk meg mint a hagyományos mérnöki szerkezetek esetében.

46

IRODALOMJEGYZÉK

[1] Dr. Divinyi Tamás: Fogászati Implantológia; Springer Hungarica Kiadó,

ISBN 963 8455 52 7, 1998, pp31-99

[2] Füstös Attila, Nasztanovics Ferenc: Fogprotézis szilárdságtani vizsgálata;

Tudományos Diákköri Munka, BME, 2001.

[3] Dr. Várnai Gusztáv: Tájékozódás a fogászati beültetés tudományáról,

1994, pp42-49

[4 ] Dr. Suba Csongor: Anódosan és termikus felületkezelt Ti/TiO2 felületű

osteosynthesis lemezek kristályszerkezeti és korróziós vizsgálata, doktori

értekezés, Budapest, 2006

[5] Dr. Gáspár Lajos: A fogászati allergológiai tünetek felismerése, kórismézése, kezelése; II. Dental Hírek, III. évfolyam 3. szám

[6] A.C. Vieira, A.R. Ribeiro, L.A. Rocha, J.P. Celis: Influence of pH and

corrosion inhibitors on the tribocorrosionnof titanium in artificial saliva, Wear

261. szám, 2006, pp994–1001

[7] A.M. Al-Mayouf, A.A. Al-Swayih, N.A. Al-Mobarak, A.S. Al-Jabab:

Corrosion behavior of a new titanium alloy for dental implant applications in

fluoride media, Materials Chemistry and Physics, 86.szám, 2004, pp320–329

[8] Brigitte Grosgogeat, Lucien Reclaru, Michele Lissac, Francis Dalard:

Measurement and evaluation of galvanic corrosion between titanium/Ti6Al4V

implants and dental alloys by electrochemical techniques and auger

spectrometry, Biomaterials, 20. szám, 1999, pp933-941

[9] Dr. Csiszár Róbert: Arctáji fájdalmak - Elektromos terhelések,

http://www.biodent.hu/pdf/arctaji_fajdalmak1.pdf

47

[10] Implants for surgery – Metallic materials Part 2: Unalloyed Titanium, BS

ISO 5832:2, International Organization for Standardization, 1999

[11] Dr. Gál István: A PROTETIM Orvostechnikai Műhelyben gyártásra

kerülő implantátumok alapanyag-minőségének szabványelőírásai

[12] Implants for surgery – Metallic materials Part 3: Wrought titanium 6-

alumínium 4-vanadium alloy, BS ISO 5832:3, International Organization for

Standardization, 1996

[13] Pablo Sevilla, Clara Sandino, Milena Arciniegas, Jordi Martínez-Gomis, Maria Peraire, Francisco Javier Gil: Evaluating mechanical properties and degradation of YTZP dental implants, Materials Science and Engineering C, 2010, pp14–19