CERAMICI BIOCOMPATIBILE

Introducere

Biomaterialele sunt produse de natură anorganică sau organică care îşi găsesc utilizări ca proteze sau implanturi în ţesuturi biologice – la oameni sau animale. Pentru obţinerea acestor materiale folosite în scopuri biologice se folosesc metale, ceramice, sticla, polimeri organici, cimenturi. Aceste materiale se pot folosi ca atare şi sub formă de produse compozite ca de exemplu prin armare cu fibre, whiskers etc.

Biomateriale ceramice trebuie să fie biocompatibile; pe de o parte aceste materiale nu trebuie să provoace tulburări organismului iar pe de altă parte să nu sufere degradări datorită mediului fiziologic.

Proprietăţile generale ale materialelor bioceramice corespund cu cele ale produselor ceramice obişnuite, deja consacrate.

Materialele ceramice sunt substanţe anorganice care pot fi simple elemente nemetalice (B,C, S) sau compuşi definiţi de tipul MxNy formaţi dintr-un metal (M) şi un nemetal (N) din jumătatea din dreapta a tabloului periodic al elementelor (O,F,Cl,S,C,N).

Din punct de vedere structural, ceramicele pot fi atât cristaline – ca metalele – cât şi amorfe rigide, respectiv în stare sticloasă sau vitroasă.

De mai mult timp există o nouă tendinţă în evoluţia materialelor ceramice ce poate conduce, la îmbunătăţirea duratei şi calităţii vieţii, prin utilizarea acestor materiale, la repararea sau la reconstrucţia unor părţi din organismul uman. Ceramicile utilizate în acest scop au fost denumite bioceramici. Una din cele mai importante proprietăţi pe care trebuiau să o îndeplinească materialele bioceramice a fost caracterul lor inert în raport cu organismul viu. Toate materialele, odată implantate într-un organism, generează o reacţie. Este foarte important din acest punct de vedere crearea de materiale implantabile şi designuri de implanturi care pot conduce la reacţii minime. Un pas ulterior a fost sintetizarea de materiale cu capacitatea de a provoca reacţii normale în ţesutul în care se implantează. Materialele ceramice bioactive subliniază succesul atins de aceste eforturi. In prezent se încearcă sintetizarea de materiale ceramice care pot promova formarea în vitro a unor ţesuturi similare osului. Pentru tratamentul unor defecte majore în structura osului, devine mai interesant ca ţesutul osos să fie format în afara organismului, cu ajutorul unor celule extrase din pacient, după care acesta va fi implantat ca un ţesut practic identic din punct de vedere imunologic.Prin urmare, biomaterialul ideal este materialul biologic însuşi, sau un material care mimează, cât mai fidel cu putinţă, structura şi proprietăţile acelui material biologic.

1

Utilitatea ceramicilor

Ceramiciele sunt folosite larg în stomatologie dar şi în aplicaţiile de inginerie a ţesutului osos. Pentru aplicaţii dentare şi proteze de şold se folosesc frecevnt alumina şi apatita.

Alumina (Al2O3) este rezistentă la coroziune, o biocompatibilitate bună, rezistenţă înaltă, precum şi o bună rezistenţă la uzură.

Hidroxiapatita (HAp) este o ceramică pe bază de fosfat de calciu, folosită de peste 20 de ani în medicină şi stomatologie. Hidroxiapatita preparată comercial este biocompatibilă, iar biodegradabilitatea este absentă sau limitată Degradarea hidroxiapatitei poate fi controlată prin variaţia structurii chimice. Fosfatul tricalcic se degradează mult mai repede decât hidroxiapatita.

Actualmente sulfatul de calciu cunoscut sub numele de Osteoset (Wright Medical Corporation) este produs pentru aplicaţii ortopedice pentru regiuni care nu sunt supuse forţelor mari, ca platoul tibial. Tablete de Osteoset au dimensiunea aspirinei şi se pot utiliza în scheletul craniofacial, pentru a umple goluri din os. O combinaţia de sulfat de calciu şi fosfat tricalcic (Hapset) a fost creată pentru aplicaţii stomatologice; totuşi, găurile rămase în urma extracţiilor se refac în mod neuniform, iar includerea unui material străin este incertă. Dintre dezavantajele ceramicilor pe bază de calciu este rezistenţa mecanică redusă a acestor materiale poroase.

S-a efectuat un studiu pentru a se obţine un biomaterial ceramic compozit care să îmbine proprietăţile mecanice ale aluminei cu biocompatibilitatea hidroxiapatitei. Pentru aceasta s-au preparat amestecuri cu compoziţii diferite de hidroxiapatită şi alumină. Alumina în procente diferite oferă rezistenţă mecanică bună care, corelată cu compatibilitatea hidroxiapatitei duce la realizarea unui biocompozit utilizabil în medicină. S-au folosit 3 amestecuri.

Proba HAp [%] Al2O3 [%]1 80 202 70 303 60 40

Compoziţia amestecurilor

Pentru obţinerea hidroxiapatitei se amestecă soluţii de Ca(NO3)2 şi (NH4)2HPO4 în prezenţă de NH4OH până la pH cuprins între valorile 8÷10. Amestecul se sintetizează la 1000C timp de 24h. Precipitatul astfel obţinut se spală cu apă distilată, se introduce în etuvă, la temperatura de 120OC timp de 30h, în vederea uscării. S-a ales temperatura de sinterizare a pulberii la 9000C, timp de 3 ore cu răcire lentă. După tratamentul termic, hidroxiapatita a fost caracterizată din punct de vedere al compoziţiei fazale (difracţie de raze X) al distribuţiei granulometrice precum şi al microstructurii (microscopie electronică cu baleiaj SEM). Analiza termică a pulberii obţinută prin uscare la 1200C timp de 30 ore evidenţiază efecte endoterme ce însoţesc pierderea apei prin evaporare şi deshidratarea. Analiza termică evidenţiează o succesiune de efecte endotermice datorate evaporării apei, deshidratării şi descompunerii fazelor de masă de ~ 34%. Studiul compoziţiei fazale s-a realizat cu un difractometru de raze X de tip HZG – 4A, dotat cu goniometru orizontal în geometrie Bragg – Bretano în 2θ. S-a utilizat un generator de raze X CuKα, la o tensiune de 40 kV şi un curent de 30 mA. Studiul difractogramei probei

2

analizate poate spune că faza de echilibru obţinută este HAp. La pulberea de hidroxiapatită obţinută în urma tratamentului termic la 9000C s-a studiat distribuţia granulometrică. Suprafaţa specifică determinată este de 4,51 m2/cm3, iar granulele sunt repartizate în două grupuri funcţie de dimensiuni.

istribuţia granulometrică înregistrată pe proba de HAp sinterizată din (NH4)2HPO4 şi Ca(NO3)2, tratată termic la 900oC pune în evidenţă trei fracţiuni corespunzătoare intervalelor dimensionale :

· 0,1 – 5 μm (cu ponderi de 10 – 60%),

· 10 – 20 μm cu o pondere redusă de 0 – 5%

· o fracţiune de 50 – 100 μm.

Proba este studiată cu ajutorul microscopului electronic cu baleiaj Philips 515 echipat cu un sistem de analiză dispersiv în energie EDS şi dispersiv în lungime de undă WDX. Înaintea examinării, proba a fost acoperită cu un strat de argint, într-o incintă vidată, pentru a îi conferi conductibilitate electrică. Microscopia electronică pune în evidenţă aglomerari cristaline cu interconectare. S-a efectuat şi un studiu de compoziţie prin EDS pentru măsurarea raportului Ca/P. Rezultatul acestui studiu (41,72% gr. P şi 67,28% gr. Ca) arată o hidroxiapatită substoechiometrică în calciu.

Alumina a fost sintetizată pornind de la AlCl3*6H2O din care s-a precipitat oxidul în prezenţă de hidroxid de amoniu la pH=10 - 12. Precipitatul obţinut este uscat în etuvă la 1200C timp de 5h, obţinându-se o pulbere albă, pe care se efectuează analize termice. Se alege temperatura de calcinare de 5500C timp de o oră, produsul de calcinare a fost evaluat prin difracţie de raze X, ca fiind γ – alumină. Analiza termogravimetrică realizată pe pulberea obţinută după uscarea la 1200C timp de 5h, pune în evidenţă efectele endoterme ce însoţesc procesul de pierdere a apei prin evaporare şi prin deshidratare.

Datele difractometrice evidenţiază iniţierea procesului de cristalizare, alumina aflându-se într-o etapă incipientă a acestui proces. Pe pulberea de alumină tratată termic la 5500C timp de 1h, s-a efectuat studiul distribuţiei granulometrice. Suprafaţa specifică determinată prin această metodă este de 6,29 m2/cm3. Analiza granulometrică pe pulberea de alumină arată două fracţiuni distincte cu dimensiuni ale granulelor în intervale cuprinse între 0,1 – 4 μm, şi respectiv între 50 şi 500 μm.

Pentru a se obţine materialul compozit pe bază de hidroxiapatită şi alumină s-a pornit de la trei amestecuri ale căror compoziţii sunt prezentate în tabel:

PROBA ELEMENT (%)Al Ca P

M11100°C/3h

6,40 59,77 33,82M2 9,94 56,01 9,94M3 10,87 59,18 29,95

Proporţiile elementelor constitutive ale probelor M1, M2 şi M3 la 11000C timp de 3h

După tratamentul termic, probele au fost caracterizate din punct de vedere al:

· compoziţiei fazale prin difracţie de raze X· al proprietăţilor ceramice (prin densitate aparentă, absorbţia apei şi porozitate)· al microstructurii (prin microscopie electronică cu baleiaj – SEM)· al proprietăţilor mecanice (la compresiune) · al stabilităţii chimice (prin măsurarea evoluţiei valorilor pH – ului soluţiei de ser fiziologic).

3

Difractogramele rezultate în studiu au demonstrat că fazele principale existente după atingerea stării de echilibru sunt hidroxiapatita şi alumina într-o proporţie similară compoziţiei amestecurilor prezentată în tabelul 1, dar apar şi doi fosfaţi de calciu slab cristalizaţi. S-au determinat şi determinate proprietăţile ceramice: densitatea aparentă, absorbţia şi porozitatea aparentă. Toate compoziţiile şi tratamentele termice considerate au fost supuse la trei măsurători pe câte trei epruvete, luându-se în considerare media celor trei valori.

Analizând datele obţinute pentru densitatea aparentă se poate concluziona că:

· valoarea înregistrată creşte odată cu creşterea temperaturii datorită procesului de sinterizare, care se intensifică la temperaturi mai înalte;

· densitatea aparentă este determinată atât de densităţile de procesare cât şi de raportul constituenţilor

Porozitatea aparentă este o reflectare a gradului de sinterizare. Valorile cele mai ridicate s-au obţinut pe probele tratate la 1000oC. Valorile scad cu creşterea temperaturii de tratament termic. Cele mai reduse porozităţi se obţin pentru probele tratate la 1200oC cu o valoare minimă centrată pe proba M2 cu 30% Al2O3. Aceasta sugerează un raport optim HAp/Al2O3 pentru realizarea unei sinterizări mai avantajoase.

Microscopia electronică pe probele M1, M2 şi M3 tratate termic la 1100oC cu palier de 3h evidenţiează o microstructură cu grade diferite de agregare, see evidenţiează cristalele de Al2O3, de HAp şi pori intergranulari.

Caracteristicile mecanice s-au caracterizat prin măsurarea rezistenţei la compresiune, observându-se influenţa temperaturii de sinterizare şi a proporţiei de alumină din compus prin înregistrarea unor rezistenţe mai mari la compoziţiile cu procent de alumină crescut 30-40% şi temperatură crescută de sinterizare (11000C şi 12000 ).

Stabilitatea chimică s-a evaluat prin măsurarea variaţiei pH-ului unei soluţii de ser fiziologic, după introducerea unei probe de material sinterizat (concentraţia suspensiei fiind de 1:25). Măsurarea pH-ului se realizează cu ajutorul unui pH-metru electronic cu electrod cu senzor de temperatură integrat. Evoluţia pH-ului se urmăreşte pentru probele M1, M2 şi M3 tratate termic la 11000C şi 12000C, cu palier de o oră şi 3 ore. Datele obţinute pun în evidenţă valori ale pH-ului stabile după 30 ore la valori cuprinse în intervalul 6,8 – 7,4.

Se efectuează testarea biologică in vitro. Pentru probele M1 şi M3 tratate la 12000C – 3h, se efectuează studii utilizându-se cianobacterii (celule Synechocystis PCC 6803). Celulele au fost depuse pe probele ceramice, iar apoi întreg sistemul a fost supus agitării, la 320C, în lumină continuă. Concentraţia de clorofilă extrasă din suspensie, prezentată arată că cele două materiale nu au avut efect toxic asupra celulelor.

Timp, zile Proba Chl a/ml0 M1 04 3,25 6,4

14 34,114 33,5 După sedimentare0 M3 04 5,75 5,8

14 27,814 29,2 După sedimentare

4

Studiu in vitro pe probele M1 şi M3

Studiul a urmărit realizarea unui material compozit pe bază de hidroxiapatită şi alumină, cu aplicaţii în implantologie. Alumina adaugată în diferite procente oferă biomaterialului o rezistenţă mecanică bună, şi datorită compatibilităţii ridicate a hidroxiapatitei, duce la obţinerea unui biocompozit utilizabil pe scară largă în implantologie.Biomaterialele compozite studiate pot fi folosite ca biomateriale, dar nu înainte de a se face un studiu mai amănunţit asupra caracteristicilor de biocompatibilitate. .

Structura şi proprietăţile ţesuturilor dure din organismul uman

Dintele este cel mai dur material din corpul uman.

Reprezentarea schematică a unui dinte.smalţ; 2- dentina: 3- os alveolar; 4- membrana peiodontală; 5- ciment; 6- pulpa; 7- gingia.

Smalţul dentar constă din 98% hidroxiapatită Ca10(PO4)6(OH)2,. Cristalele hexagonale de apatită sunt strâns împachetate şi aliniate perpendicular pe suprafaţa dintelui. Excelenta duritate a smalţului dentar asigură o deosebită rezistenţă la abraziune şi uzură; conţintul înalt de material ceramic face ca acesta sa fie foarte dur, dar cu o rezistenţă scăzută la rupere. Un dinte care ar consta numai din smalţ ar fi predispus ruperii, de aceea smalţul constituie îmbrăcămintea unui substrat mai moale dar mai rezistent la rupere, dentina.

Dentina are o compoziţie chimică similară cu a osului cortical, având, de asemenea, şi similarităţii în ceea ce priveşte structura.

Rădăcina dintelui este acoperită cu ciment, o substanţă osoasă fibrilată, cu o structură poroasă. Pulpa ocupă cavitatea centrală şi conţine fibre de colagen aliniate circular, celule nervoase şi vase sanguine, membrana periodontală fixează rădăcina dintelui în osul alveolar.

OsulIn termeni biologici, osul este un ţesut conjuctiv, care ţine laolaltă diferitele structuri ale corpului. In

afara funcţiilor structurale, osul este un depozit de Ca şi P şi joacă un rol esenţial în menţinerea homeostazei în organism prin regularizarea concentraţiei electroliţilor importanti din sânge.

5

Osul este constituit, în principal, dintr-o fază minerală – HA – şi o parte organică. HA din os este un compus prost cristalizat şi sub-stoechiometric (deficitar) în calciu, care conţine şi fluorină, carbonaţi, citraţi, Mg etc. Aproximativ 70% din greutate şi 50% din volum este apatită sub formă de cristale aciculare de 20-40 nm. Partea organică conţine o matrice de colagen care reţine (adăposteşte) cristalele de HA, lichidul extracelular şi celulele osoase. Colagenul constă din lamele cu structură fibroasă, direcţionate de-a lungul axei. Colagenul se leagă chimic preferenţial de cristalele de apatită, la a căror nucleaţie are o contribuţie majoră. Din punct de vedere al structurii macroscopice, oasele pot fi de 2 tipuri: corticale (sau compacte) şi spongioase; cele din urmă există numai în zonele metafizare ale oaselor lungi şi în zonele extreme ale oaselor scurte. Localizarea acestor tipuri de oase este arătată, în cazul femurului.

Macro şi microstructura femurului

Biomateriale ceramice artificiale

Osul este un material compozit, al cãrui compus structural esenţial este, aşa cum s-a arãtat, hidroxiapatita, notatã în continuare (HA) – un material anorganic fabricat printr-un proces de biomineralizare. Aceastã tehnicã implicã mecanisme celulare şi biochimice care se desfãşoarã la temperatura corpului (cca. 370C).

Biomaterialele ceramice oxidice şi cele asemãnãtoare au fost şi sunt utilizate pentru a proiecta şi fabrica numeroase componente protetice pentru substituirea unor pãrţi din corpul uman. Exemple din astfel de materiale, aflate în uz clinic sau cu potenţial viitor, sunt: alumina, carbonul, zirconia, nitrura de titan, porţelan pe bazã de leucit, porţelan aluminos, spinel magnezian, vitroceramici, biosticle pe bazã de P2O5, biosticle pe baza de SiO2, HA, fosfat tricalcic, coral natural sau procesat, carbonat de calciu.

În cadrul acestui domeniu deosebit de vast, este necesarã clasifiarea biomaterialelor oxidice în funcţie de activitatea materialului aflat în organism. Mecanismul legãrii biomaterialului de ţesut este direct dependent de tipul de rãspuns al ţesutului la interfaţa implantului. Nici un material implantat într-un ţesut viu nu este total inert; toate materialele primesc un rãspuns de la un ţesut viu.Tipuri de interacţii implant – ţesut

6

Dacã materialul este toxic, ţesutul înconjurãtir moare.Dacã materialul este netoxic şi biologic inactiv (aproape inert), se formeazã un tesut fibros de grosime variabilã.Dacã materialul este netoxic şi bioactiv, se formeazã o legãturã interfacialã.Dacã materialul este netoxic şi solubil (resorbabil), ţesutul înconjurãtor îl înlocuieşte.

O altã clasificare, facuta in acest context, considerã cã existã 2 mari categorii de biomateriale: relativ bioinerte şi bioactive, cu subclasificãri în funcţie de modul de utilizare.

Clasificarea biomaterialelor oxidice:

Relativ bioinerte ……… ex.: alumina (dopatã cu magnezie) policristalinã, complet densificatã;Bioactive ………. ne –resorbabile: ex.: alumina poroasã ……… superficial active: ex.: HA poroasã preparatã prin sinteze chimice ………. partial resorbabile: ex.: acoperiri de HA obţinute prin pulverizare în plasmã ……… resorbabile: HA poroasã obţinutã prin sinteze chimice din coral

O a treia clasificare a biomaterialelor oxidice cunoaşte 3 mari categorii: inerte, resorbabile şi superficial active.

Clasificarea biomaterialelor; tipuri de legãtura biomateril – ţesut

Nr. Tip biomaterial / tip legãturã Exemple1. Biomateriale aproape inerte, dense , neporoase

se leagã de ţesut prin creşterea osului în neregularitãţile suprafeţei.- se fixeazã prin cimentarea dispozitivului în ţesut sau prin presare într-un defect al ţesutului (fixare morfologicã).

Al2O3 (monocristalin şi policristalin).

2. Biomateriale aproape inerte, poroase- are loc cresterea osoasã în porii materialului care determinã legarea mecanicã a osului de material (fixare biologicã).

Al2O3 (poroasã policristalin)Acoperiri poroase de HA pe metale.

3. Biomateriale cu suprafe ţ e reactive, dense, neporoase- se leagã direct de ţesut prin legãturi chimice (fixare bioactivã).

Ceramici, sticle, vitroceramici bioactive, HA.

4. Biomateriale resorbabile, dense sau poroase- sunt astfel proiectate încât sã fie încet înlocuite de ţesutul osos.

Fosfat tricalcic Sãruri mixte cu fosfaţi de calciu.

Biomateriale oxidice inerte dense

În categoria materialelor (cvasi)-inerte sunt incluse alumina, porţelanul, carbonul vitros etc.Aceste materiale, biologic inactive şi netoxice, sunt caracterizate de o foarte scãzutã vitezã de

dizolvare în corpul uman, în marea majoritate a cazurilor aceasta fiind nulã. Produsele de degradare ale materialelor implantate sunt uşor metabolozate prin mecanisme naturale de reglare ale corpului uman.

7

Alumina (sub forma - Al2O3) de înaltã densitate şi înaltã puritate (> 99,5%) a fost primul material bioceramic utilizat pe larg în diverse aplicaţii clinice. Este utilizat pentru realizarea de proteze de sold şi implanturi dentare datoritã combinaţiei unor proprietãţi excelente: rezistenţa la coroziune, compatibilitatea bunã, rezistenţa mare la uzurã, deosebite proprietãţi mecanice. Principalele proprietăţi care conferă aluminei calitatea de biomaterial sunt:

- Grad înalt de stabilitate în condiţii fiziologice,- Rezistenţă foarte bună la uzură,- Posibilitatea de a se obţine suprafeţe foarte netede după prelucrarea prin polizare.

Fasonarea dispozitivelor sau implanturilor din aluminã se face, de regulã, prin presare izostaticã; prelucrãrile finale ale acestora se fac fie pe semifabricatul crud fie pe produsul sinterizat, cu scule diamantate. Deşi produsele din aluminã sunt inerte din punct de vedere chimic şi au caracteristici de duritate aproape de acelaşi ordin de mãrime cu diamantul, suprafaţa acestora poate fi foarte uşor contaminatã cu diferite impuritãţi. Cea mai obişnuitã sursã de contaminare o reprezintã reziduurile reţinute dupã tãierea cu un cuţit sau disc diamantat. Din substratul metalic care susţine scula diamantatã se pot transfera contaminanţi în stratul ceramic dur. De asemenea, trebuie evitate zgârieturile superficiale care pot fi amorse de propagare a fisurilor la aplicarea unei sarcini exterioare. De aceea, înaintea utilizãrii acestor tipuri de implanturi se impune curãţirea şi condiţionarea suprafeţei acestora.

Deşi unele implanturi dentare sunt realizate din aluminã monocristalinã (safir), cele mai numeroase dispozitive sunt realizate din aluminã policristalinã de tip - Al2O3 cu cristalite foarte fine, cu un procent scãzut de MgO (< 0,5%).

Proprietãţile mecanice ale - A2O3 policristaline sunt dependente de mãrimea grãunţilor şi de procentul de adaos de sinterizare (puritate). Astfel alumina cu o dimensiune medie a grãunţilor < 4 m şi o puritate > 99,7 % prezintã o bunã rezistenţã la flexiune şi o excelentã rezistenţã la compresiune.

Caracteristici fizice ale bioceramicilor pe bazã de aluminã şi zirconie parţialã stabilizatã

Caracteristica Bioceramici pe bazã de Al2O3

Al2O3

Conf.ISO6474

ZrO2

partial stabilizat

Os cortical Os spongios

Coţinut (% gr.) Al2O3

> 99,8Al2O3

99,50ZrO2

> 97Densitate > 3,93 3,90 5,6 – 6,12 1,6 – 2,1

Dimensiune medie grãunţim

3 – 6 < 7 1

Rugozitatea suprafeţei,Ra

m0,02 0,008

Duritate (Vickers), HV 2300 > 200 1300

Rezistenţa la compresiuneMPa

4500 2 – 12

Rezistenţa la încovoiereMPa550

400 1200 50 – 150

Modul Young GPa 380 200 7 – 25 0,05 – 0,5

Tenacitatea la rupere KIC

MPa.m-1/25 – 6 15 2 – 12

8

Propagarea fisurilor(fãrã unitate de mãsurã)

30 – 52 65

O creştere a dimensiunilor grãunţilor la peste 7 m poate conduce la scãderea proprietãţilor mecanice cu aproximativ 20%. De asemenea, concentraţiile înalte de adaosuri de sinterizare trebuie evitate deoarece acestea pot rãmâne la limitele intergranulare, ceea ce determinã diminuarea rezistenţei la obosealã, în special într-un mediu fiziologic coroziv.Alumina este utilizatã în chirurgia ortopedicã datoritã:

- formãrii unei capsule fibroase foarte subţiri care permite fixarea fãrã ciment a protezelor;- coeficientului de frecare deosebit de scãzut şi rezistenţei la uzurãCapul femural şi acetabula (partea fixã) a unei proteze totale de sold produse din aluminã, trebuie sã

aibe un grad înalt de sfericitate precum şi suprafeţe perfect netede; acestea se pot produce prin polizarea şi lustruirea împreunã a celor douã pãrţi, fixã şi mobilã.

Capete femurale din aluminã utilizate în proteze totale de sold

Aceste douã componente trebuie sã se uzeze împreunã. Coeficientul de frecare al unei legãturi aluminã – aluminã descreste în timp, pe termen lung, şi se apropie de valorile normale pentru o legãturã osoasã. Acesta conduce la uzura suprafeţelor de articulaţie aluminã – aluminã, uzura care este însã de circa 10 ori mai micã decât la o articulaţie metal – polietilenã.

Rezultatele pe termen lung sunt, în general, excelente, în special pentru pacienţii tineri.Alte aplicaţii clinice ale protezelor de aluminã include proteze de genunchi, suruburi, proteze dentare, punţi alveolare (os maxilar), reconstrucţii maxilo-faciale, substituţii osoase pentru osicule din urechea mijlocie, înlocuiri de segmente de oase, implanturi dentare , etc.

BIOMATERIALE CERAMICE RESORBABILE

Biomaterialele resorbabile sunt acelea care determinã în ţesutul viu un fenomen de fagocitozã (dar fãrã prejudicii pentru organism) şi care vor fi înlocuite, dupã o anumitã perioadã, de ţesutul viu.

9

Fenomenul de fagocitozã este specific produselor resorbabile cu conţinut de Ca şi P; acest fenomen poate fi asimilat cu “digestia” unui material de cãtre celulele ţesutului în formare. În acest mod, puţin câte puţin, materialul dispare şi este înlocuit de ţesutul osos, fenomenul este foarte interesant deoarece se pare cã, în acest caz, implantul este un stimulator al refacerii şi creşterii pãrţii din ţesutul osos care anterior a suferit o degradare.

În cazul materialelor resorbabile interacţiunea os-implant poate fi definitã ca fiind o înlocuire, pentru o anumitã duratã de timp, a pãrţii care a suferit o degradare.

Aceste tipuri de biomateriale pot ajuta la o revenire mai rapidã la starea normalã şi la o consolidare promptã a ţesuturilor vãtãmate.

Biomateriale pe bazã de fosfaţi de calciu

Biomaterialele pe bazã de fosfaţi de calciu sunt cele mai reprezentative pentru categoria materialelor resorbabile. Ele sunt utilizate în medicinã şi stomatologie de peste 20 ani. Interesul pentru utilizarea biomaterialelor pe bazã de fosfaţi de calciu (BFC) pentru aplicaţii medicale şi dentare derivã din absenţa compusilor toxici şi din asemãnarea lor cu compusul mineral din scheletul uman.

Una dintre cele mai interesante caracteristici ale BFC (biofosfat de calciu) este aparenţa lor abilitate de a se lega direct de ţesutul osos. La suprafaţa implanturilor din BFC s-a gãsit, în mod uzual, cã ţesutul osos este format direct pe suprafaţa implantului, fãrã intervenţia unui strat de ţesut fibros.Deoarece BFC sunt compuse din aceeasi ioni ca şi partea mineralã a osului, acestea sunt capabile sã participe la interacţii de echilibru solid-soluţie la suprafaţa lor. Ionii necesari pentru stabilirea acestor echilibre pot sã derive din implant, din osul învecinat sau din amândouã. Este de aşteptat prin urmare, ca orice solid depus pe aceste implanturi sã aibe compoziţia determinatã, în mare parte, de mediul fiziologic înconjurãtor.

Din familia fosfaţilor de calciu, cel mai intens studiate au fost hidroxiapatita (HA) şi fosfatul tricalcic (FTC). HA este recunoscutã ca fiind componentul mineral natural al ţesutului osos dur din organismele vertebrate, reprezentânmd 60 – 70% din ţesutul constituent al oaselor şi 98% din emailul dentar. În general, HA nu este bioresorbabilã, fiind, din acest punct de vedere recomandatã pentru utilizarea în proceduri clinice restaurative şi de conservare de lungã duratã. Din punct de vedere chimic FTC este similar HA, dar nu este un component natural al pãrţii minerale a ţesutului osos. Acesta este, cel puţin parţial, bioresorbabil, fiind, din acest punct de vedere, utilizabil pentru reparaţii în zone nepatologice, în care este de dorit ca materialul de implant sã se resoarbã, fiind înlocuit progresiv de ţesutul osos.

Prin urmare, diferitele faze ale biomaterialelor pe bazã de fosfaţi de calciu sunt utilizate în funcţie de necesitatea de a avea un comportament in vivo, fie resorbabil, fie boactiv.

MATERIALE CERAMICE BIOACTIVE

Materialele oxidice cu proprietãţi bioactive sunt acele tipuri de materiale care au o reactivitate superficialã controlatã. În contact cu mediul fiziologic adiacent, suferã transformãri fãrã a pierde caracteristicile mecanice iniţiale. Ele dezvoltã o interfaţã aderentã cu ţesutul înconjurãtor, care rezistã la forţe mecanice considerabile. În multe cazuri, tãria adeziunii interfaciale este echivalentã sau mai mare decât forţele de coeziune ale materialului de implant sau ale ţesutului legat de implant.

10

În cazul protezelor osoase, de exemplu, ele se leagã de un ţesut nefibros şi stimuleazã creşterea osoasã. Posibilitatea formãrii unei legãturi stabile care nu împiedicã refacerea ţesutului osos viu permite, în mod evident, o vastã gamã de aplicaţii.

Materialele cu suprafeţe active cele mai reprezentative sunt acelea bazate pe compoziţii apatitice, precum şi unele compoziţii de sticle şi vitroceramici.

Sticlele şi vitroceramicele prezentate în se află deja în uz clinic şi se folosesc la realizarea de oase artificiale. Toate sunt bazate pe compoziţii din sistemul CaO-SiO2-P2O5 dar constau din diferite faze şi astfel prezintã caracteristici diferite.

Bioglass: prezintã o bioactivitate aşa de înaltã încât se poate lega chiar şi de ţesuturi moi, desi rezistenţa mecanicã nu este pe mãsurã. Se utilizeazã la realizarea de oase artificiale pentru urechea mijlocie şi de implanturi pentru menţinerea marginilor alveolare.Ceravital: prezintã o bioactivitate şi proprietãţi mecanice medii. Se folosesc la realizarea de oase artificiale pentru urechea mijlocie.CeraboneA-W: aratã o destul de bunã bioactivitate, rezistenţã mecanicã mare (rezistenţã mare la rupere şi redusã la obosealã). Se folosesc pentru realizarea de vertebre artificiale, interstiţii iliace, intervertebrale şi spinodale. În Figura 5.7 sunt arãtate câteva tipuri de oase artificiale realizate de Cerabone A-W.

METODE DE OBTINERE A CERAMICILOR DESTINATE RESTAURARILOR CORONARE DENTARE

Metodele de caracterizare a ceramicilor destinate restaurarilor coronare dentare, inclusiv cele de testare “in-vitro” si "in vivo", vizează evaluarea proceselor care au loc la interfata nanoparticule/matrice polimerica, precum si la interfata biomaterial/structuri biologice. Este necesara utilizarea unor metode de procesare care sa permita imbunatatirea caracteristicilor morfologice, granulometrice si optice ale nanoparticulelor si nanoconglomeratelor de tip sticla/ceramica, precum si a caracteristicilor volumetrice si mecanice, asa incat compozitul sa aiba un coeficient de dilatare/contractie cat mai redus (ideal, apropiat de zero).

Proprietăţile caracteristice ale ceramicilor folosite pentru obtinerea compozitului destinat restaurarilor dentare estetice pot fi monitorizate prin utilizarea unor metode de obtinere specifice. Modalitatea de ameliorare a proprietatilor materialelor ceramice, reprezentata de obtinerea lor la dimensiuni nanometrice, necesita asemenea metode de obtinere specifice, si anume:

piroliza unui sol metoda sol – gel.

Astfel, prin prima metoda, se urmăreşte piroliza unui aerosol produs prin pulverizare în ultrasunete, generate de către o ceramică piezoelectrică. Lungimea de undă a vibraţiilor depinde de frecvenţa ultrasunetelor şi de caracteristicile soluţiei iradiate. Aerosolul astfel format este antrenat de un gaz purtător, cu un debit fixat, într-un cuptor de înaltă temperatură, unde suferă transformări fizico – chimice specifice. Temperatura înaltă provoacă evaporarea solventului şi precipitarea speciilor solubile, omogen în volumul particulelor de aerosol, cu formarea unor granule dense, de formă sferică. La ieşirea din cuptorul de piroliză, un filtru electrostatic va asigura recuperarea particulelor. Parametrii experimentali ce influenţează caracteristicile particulelor astfel obţinute sunt: debitul gazului purtător, frecvenţa ultrasunetelor, temperatura de piroliză, concentraţia soluţiei de precursori. Conform datelor din literatură, această metodă a dat rezultate pentru prepararea pulberilor oxidice monocomponente,. Se va încerca extinderea metodei la obţinerea nano-particulelor ceramice compozite.

11

In cea de-a doua metoda, procesele sol – gel permit sinteza unor pulberi ceramice cu puritate şi omogenitate înalte. Aceste procese au loc în soluţie, precursorii fiind amestecaţi în fază lichidă, prin reacţii de hidroliză şi condensare, care conduc la formarea unei noi faze numite sol. Acesta este constituit din particule solide de dimensiuni de ordinul sutelor de microni, suspendate într-o fază lichidă. Particulele condensează cu obţinerea unui gel, constituit din macroparticule imersate într-o fază lichidă. Prin uscarea gelului la temperatură joasă se obţine o matrice ceramică poroasă (xerogel).

Tehnica sol – gel permite obţinerea de nanomateriale plecând de la soluţii de alcoxizi sau de la soluţii coloidale. Ea se bazează pe reacţii de polimerizare anorganice. Interesul asupra procedeului sol – gel constă în posibilitatea de a controla omogenitatea şi microstructura încă din timpul primelor etape de fabricaţie. Această tehnică permite obţinerea de ceramici de tip fosfatic, precum şi a celor pe bază de oxid de zirconiu, oxid de aluminiu, TiO2, sau mulit. In plus, se va urmari obtinerea de nanoparticule cu structura de tip sticla (compozitie de baza: siliciu/aluminiu/fluor) sau de tip sticla/ceramica (vitroceramica).

Se vor modela parametrii proceselor sol-gel de sinteza, în vederea preparării particulelor cu proprietăţi optime. Particulele ceramice obţinute, monocomponente şi compozite, vor fi în continuare caracterizate, în ceea ce priveşte proprietăţile ceramice specifice .

Referitor la aceste proprietăţi ceramice specifice avem în vederea efectuarea următoarelor determinări: distribuţie granulometrică (prin granulometrie laser), stabilitate termică (analiza termică diferenţială, analiza termogravimetrică, calorimetrie diferenţială), porozitate (porozimetrie cu mercur), microstructură (microscopie electronică de baleiaj, microscopie electronică prin transmisie), compoziţie chimică şi mineralogică (difractometrie de raze X, microsondă EDAX, spectrometrie de absorbţie atomică, spectrofotometrie în IR), caracterizarea interacţiunii nano-particulelor cu mediul fiziologic (pH–metrie/conductometrie, spectroscopie de impedanţă).

Dupa finalizarea prepararii de nanoparticule ceramice cu proprietati imbunatatite (morfologie ameliorata, caracteristici optice superioare) si obtinerea de compusi polimerici cu proprietati mecanice si volumetrice performante, devine posibila realizarea unui nanocompozit care sa imbine aceste calitati intr-un material cu biocompatibilitate avansata si utilizabil clinic prin tehnologiile bazate pe sistemele adezive amelo-dentinare moderne existente actualmente.

Deteriorarea materialelor ceramice

Factorii care determină desprinderea ansamblului protetic fixat sunt, printre alţii, următorii:necroza chimică şi termică indusă de polimerizarea liantului acrilic,necroza ischemică a capătului implantului determinată de mişcările intramedulare,

12

suportul osos se inmoaie în timp, datorită insuficienţei cantitative şi calitative iniţiale, situaţii întâlnite la subiecţii cu poliartrite reumatoidale, sau în vârstă, structura morfologică necorespunzătoare a biomaterialului ceramic etc.

Structura morfologică necorespunzătoare a biomaterialului ceramic, de exemplu –funcţie de modul de obţinerea acestuia, poate constitui un factor important al deteriorării sale. Astfel, depunerile în jet de plasmă a hidroxiapatitei pe implanturile metalice poate fi cristalină sau amorfă. Forma amorfă a hidroxiapatitei influenţează negativ buna funcţionalitate a implantului, deoarece se deosebeşte de hidroxiapatita din osul natural care este complet cristalizată. Această deosebire, dintre cele două forme cristaline, face ca interfaţa os – implant să nu fie de calitate optimă deoarece forma amorfă dispare in vitro din structura stratului depus pe implantul metalic. Acest proces este cauza instabilităţii ansamblului de proprietăţi: mecanice, de adeziune şi resorbţie a stratului bioactiv.

Desprinderea blocului liant-proteză de ţesutul osos de care s-a făcut inplantarea este însă destul de rară, în condiţiile în care operaţia s-a efectuat corect.

Desprinderea liantului de proteză începe, adesea, prin fisurarea polimerului şi este urmată de tasarea liantului situat între partea extremă a pivotului implantului şi ţesutul osos. În consecinţă pot avea loc deplasări foarte mici ale implantului sub liantul tasat şi fărâmiţat, mişcări care se accentuează cu timpul. Ţesutul osos sub astfel de constrângeri se resoarbe la rândul său. Proteza devine în acest fel mobilă iar tijele fragile se rup prin oboseală.

Cauzele acestor desprinderi mecanice pot fi următoarele: diferenţa importantă dintre modulele de elasticitate ale materialelor respective, diferenţa importantă de rigiditate dintre aceste materiale, poziţia ansamblului protetic etc.

Biomateriale resorbabile sunt astfel concepute încât să se degradeze treptat într-o perioadă de timp şi să fie înlocuite de ţesutul natural gazdă. Aceast proces conduce la formarea unui strat interfacial foarte subţire, sau, uneori acest strat chiar nu există . Tesuturile naturale se pot repara singure şi, de-a lungul vieţii, ele sunt gradual înlocuite prin noi populaţii de celule. Pe măsură ce organismul înaintează în vârstă, înlocuirea celulelor este mai înceată şi mai puţin eficientă.

Complicaţiile apărute în dezvoltarea biomaterialelor oxidice resorbabile sunt:menţinerea rezistenţei şi stabilităţii interfeţei în timpul perioadei de degradare şi înlocuire de către ţesutul natural, viu;corelarea vitezei de resorbţie cu viteza de separare a ţesutului natural; aceste viteze pot varia foarte mult, unele materiale putându-se dizolva foarte rapid, altele foarte încet;datorită cantităţilor mari de biomaterial care trebuie înlocuit este, de asemenea, esenţial, ca un biomaterial resorbabil să fie constituit numai din materiale metabolic acceptabile de organism. Procesul de degradare al biomaterialelor ceramice depinde in mare măsură de proprietăţile fizice ale acestora, cum ar fi, de exemplu, rezistenţa mecanică. Comportarea mecanică a BFC (biofosfaţilor de calciu) influenţează puternic aplicaţiile lor în implantologie. Rezistenţa la întindere, compresiune şi oboseală depinde de volumul total al porozităţii. Porozitatea poate fi prezentă sub formă de micropori (cu diametre < 1 m, datorită sinterizării incomplete) sau macropori (diametre > 100 m, macropori creaţi pentru a permite creşterea osoasă).

Biodegradarea sau bioresorbţia materialelor de implant este caracterizată prin modificări ale proprietăţilor fizico-chimice ale materialului după implantare. In cazul BFC, modificările fizice pot include: dezintegrarea, pierderea rezistenţei mecanice şi modificarea porozităţii. Modificările chimice pot include: dizolvarea, formarea altor faze de fosfaţi de calciu şi posibila transformare a acestora în alte faze fosfatice.

Prin urmare, resorbţia şi biodegradarea BFC sunt determinate de:- dizolvare fizico-chimică, care depinde de solubilitatea materialului şi de pH-ul local;- dezintegrare fizică în particule mici, datorită atacului chimic preferenţial la limitele

intergranulare;- factori biologici, ca de exemplu fagocitoza, care determină o scădere a pH-ului local.

13

Posibilele mecanisme de biodegradareAceasta ar putea fi determinată de combinaţia următoarelor 3 procese:frecare fizică, rupere, dezintegrare;dizolvare chimică, creşterea locală a concentraţiilor de Ca şi P, care determină formarea unor faze superficiale de tipul: fosfat de calciu amorf, fosfat secundar de calciu dihidrat, fosfat octocalcic, HA impură, similară celei osoase;scăderea biologică a pH-ului datorită activităţii celulare.

PROPRIETATILE CERAMICILOR BIOCOMPATIBILE

Proprietãţile fizice ale biomaterialelor

Proprietãţile fizice ale biomaterialelor de tip ceramic sunt în mare mãsurã cele corespunzãtoare produselor ceramice tradiţionale. Principalele proprietãţi sunt urmãtoarele:

Proprietãţi mecanice:- Duritatea;- Rezistenţa mecanicã;- Modulul de elasticitate şi rigiditate;- Deformaţii;- Rezistenţa la obosealã

Proprietãţi termice:- Capacitatea termicã;- Dilataţia termicã;- Conductivitatea termicã. Proprietãţile electrice şi magnetice:- Conductivitatea electricã;- Polarizaţia electricã şi pierderile dielectrice;- Rigiditatea dielectricã;- Susceptibilitatea magneticã. Proprietãţi optice:- Dispersia şi absorbţia luminii;- Indicele de refracţie;- Difuzia luminii;- Culoarea;- Transmisia luminii.

Proprietãţile mecanice

Este unanim recunoscut cã biosticlele se caracterizeazã prin cel mai înalt grad de bioactivitate, iar implanturile metalice sunt cele mai rezistente din punct de vedere mecanic. Între aceste douã categorii extreme existã materiale bioactive cu proprietãţi optime. Nu existã însã o mãsurã care sã defineascã cel mai potrivit compozit bioactiv ca înlocuitor de os natural. Din acest motiv a apãrut necesitatea utilizãrii unei scale a evaluãrii calitãţii materialelor bioactive când se fac comparţii cu calitãţile osului natural. Existã credinţa generalã cã urmãtoarele proprietãţi au o importanţã mare în evaluarea calitãţii materialelor bioactive, înlocuitoare ale osului natural:Modulul de elasticitate;Rezistenţa mecanicã;Bioactivitatea.

14

Cele patru proprietãţi definesc Indicele de calitate (Quality Index – Iq) al materialului bioactiv în comparaţie cu osul natural, în urmãtoarea corelaţie: Indicele de bioactivitate x Rezistenţa la întindere x Tenacitatea la rupereIq = Modulul Young Rezistenţa la încovoiere a unui material este proprietatea acestuia de a se opune apariţiei fracturilor la solicitări de încovoiere. Ea depinde de solicitări şi de calitatea suprafeţei externe care nu trebuie să prezinte microfisuri. Masele ceramice clasice au o rezistenţă la încovoiere de 50Mpa iar oxidul de zirconiu din masele ceramice moderne 900Mpa. Rezistenţa la fractura a unui material este proprietatea acestuia de a se opune propagării fracturilor deja existente în masa sa. Cu cât această rezistenţă este mai mare cu atât fracturile se propagă mai greu facând restaurarea mai durabilă. Ceramica stratificată are cea mai mică rezisenţă la fractură, urmează ceramica turnată iar ceramica infiltrată prezintă valori care la depaşesc pe cele ale dentinei şi smalţului. Oricum este foarte important să existe cât mai puţine fisuri în profunzime şi suprafaţa şi masa ceramică să prezinte cristale dispuse cât mai omogen pentru a împiedica propagarea fracturilor. Comparativ cu structurile dentare sau cu alte materiale de restaurare, ceramica prezintă o duritate foarte mare. Aceasta o poate contraindica în rezolvarea unor cazuri clinice (parafuncţii, supraprotezări pe implante) datorită abraziei pe care o determină asupra antagoniştilor. Abrazia depinde şi de rugozitatea suprafeţelor. Sistemele integral ceramice moderne au o rezistenţă comparabilă cu cea a metaloceramicii. Studii clinice au dovedit apariţia fisurilor şi fracturilor la nivelul coroanelor jacket care au fost cimentate cu cimenturi convenţionale. Aceste defecte pot fi drastic reduse prin fixarea cu cimenturi diacrilice. Utilizarea acestora presupune un dublu gravaj (cu acid fosforic pentru ţesuturile dentare şi cu acid fluorhidric pentru ceramică), aplicarea de adezivi dentinari şi de agenţi de silanizare. Sistemele integral ceramice au o biocompatibilitate bună. Aceasta se datorează în mare parte stabilităţii legăturii între elementele componente şi compoziţiei chimice anorganice a ceramicii şi faptului că prin eliminarea componentelor metalice sunt evitate fenomenele de coroziune şi galvanism. Estetica este incomparabil mai bună decât a restaurărilor metalo-ceramice.

Proprietãţile tribologice ale bioceramicelor

Tribologia se ocupã cu studiul problemelor de frecare şi uzare a mecanismelor. Piesele din ceramicã avansatã (ceramica pe bazã de oxizi puri) şi compozitele de tip ceramo-metalic se caracterizeazã printr-o excelentã rezistenţã la uzurã. Este cunoscutã utilizarea acestor ceramici speciale ca lagãre cu funcţionare la temperaturi înalte, ca scule pentru preluarea metalelor prin aşchiere, piese componente ale motorului etc. Rigiditatea, rezistenţa la uzură şi rezistenţa la coroziune, combinate cu o densitate relativ redusă conferă avantaje deosebite materialelor ceramice. Progresele importante realizate în studierea tribologiei materialelor ceramice sunt de dată relativ recentă. Coeficientul de frecare şi uzura materialelor ceramice depind în măsură importantă de condiţiile în care au loc aceste experimentări şi anume de viteza de alunecare, de sarcina la care sunt supuse probele în timpul experimentărilor, de gradul de intimitate al suprafeţelor aflate în contact, de temperatură etc.

Zirconia, cu o rezistenţã la învovoiere de 1800 MPa şi alumina, cu o rezistenţã la încovoiere de 600 MPa sunt, de exemplu, ceramici cu un foarte bun comportament tribologic. Asemenea ceramici prelucrate la rugozitate de suprafaţã extrem de micã se folosesc împreunã ca implant de sold, dupã ce au fost presate şi sinterizate astfel încât sã nu conţinã pori în structura lor.

15

Un alt material bioceramic – hidroxiapatita folositã ca implant de ochi, are un comportament considerat ca foarte bun pentru acest loc de utilizare.

APLICAŢII ALE CERAMICILOR ÎN MEDICINĂ

Prim restaurări integral ceramice se înţelege acel tip de restaurare protetică care se confecţionează integral din ceramică, fără o infrastructură metalică. Sistemele integral ceramice prezintă o serie de avantaje: estetica optimă,o compatibilitate excelentă, conductivitate termică redusă, stabilitate chimică. Cea mai la indemana clasificare este aceea în funcţie de tehnologia folosită: 1. Proteze obţinute prin depunerea de straturi succesive de ceramică;2. Proteze obţinute prin turnare ;3. Proteze obţinute prin infiltrare şi sinterizare;4. Proteze obţinute prin injectare (presare) la temperatură scăzută sau înaltă; 5. Proteze obţinute prin strunjure (frezare sau sonoeroziune);

Coroane dentare ceramice pe suport de zirconiu

Coroanele dentare cermice (porţelan) pe suport de zirconiu sunt folosite pentru a recrea atât dinţii din faţă, cît şi dinţii posteriori, care s-au spart sau care s-ar putea sparge datorită plombelor supradimensionate sau fracturilor dentare. Există o varietate de materiale folosite pentru a le construi.

Oxidul de zirconiu sau dintii din ceramica pe suport de zirconiuZirconiul devine rapid materialul de electie pentru realizarea coroanelor dentare. Oxidul de zirconiu este un material ceramic foarte rezistent (alb potrivit culorii dinţilor) utilizat de exemplu în medicina generală şi pentru proteze de şold.

Rezistenţa deosebită la presiune îl face capabil să suporte solicitările masticătorii şi uzurii zilnice fara a se fractura. Şi la fel de important are o transluciditate similară cu cea a dinţilor naturali.

Datorită absenţei suportului metalic, lumina este reflectată de o coroană ceramică din oxid de zirconiu la fel ca la un dinte natural.Astfel, zirconiul are cel mai bun efect din punct de vedere estetic, ceea ce este foarte important dacă noile coroane ceramice din zirconiu sunt localizate la nivelul dinţilor frontali şi mai ales dacă ele se vor învecina cu dinţii naturali, încă un motiv pentru care oxidul de zirconiu este solicitat de orice clinică stomatologică din lume care se respecta.

O altă calitate majoră a zirconiului este absenţa coroziunii. Astfel, reacţiile gingivale cum ar fi lizereul(dunga)cenuşie din jurul marginii coroanelor dentare metalo-ceramice nu mai apar. De asemenea lipseşte gustul metalic atât de deranjant. Coroanele din ceramică pe suport de oxid de zirconiu sunt mai uşoare decât cele pe suport metalic, deci acomodarea cu noile lucrări protetice se realizează mult mai repede. Acest lucru este foarte important în special în cazul punţilor dentare cu multe

16

elemente.Riscul de alergie în cazul zirconiului (dinţilor din zirconiu) este nul. Nu există pacienţi alergici la acest material, este biocompatibil şi bioinert. Zirconiul este inert şi din punct de vedere termic. El nu conduce căldura astfel încât variaţiile termice nu sunt transmise pulpei dentare (nervului) şi astfel scade riscul apariţiei iritaţiei pulpare.

Precizia lucrării ceramice din zirconiu este garantată de realizarea structurii interne de către computer prin tăierea dintr-un bloc solid de oxid de zirconiu. Datorită adaptării extrem de precise a coroanelor ceramice de zirconiu, ele pot fi cimentate cu material biocompatibil care nu produce iritaţii pulpare.

Tehnologia sofisticată utilizată pentru ralizarea danturii de porţelan pe suport de oxid de zirconiu, precum şi faptul că zirconiul de calitate este scump fac ca preţul unei coroane ceramice de acest tip să fie ridicat. Pentru a depaşi bariera preţului, anumiţi producători au ales să realizeze coroane din porţelan cu un conţinul scăzut de zirconiu pentru a obţine un produs mai ieftin. Studiile au arătat însa că aceste coroane dentare mai ieftine sunt insuficient de rezistente pentru a suporta presiunile masticatorii fara a se sparge.

În concluzie este mai bine să evitaţi coroanele ceramice din zirconiu ieftine. Acesta este un material de calitate obţinut printr-un proces tehnologic complex iar calităţile sale justifica pe deplin preţul ridicat.

ÎNCRUSTAŢIILE

În ultimele decenii atât materialele din care se confecţionează încrustaţiile cât şi tehnologia lor a suferit modificări importante. Cu toate că încrustatiile metalice din aliaje nobile au trecut proba timpului, problemele de estetica a acestora au determinat orientarea spre alte soluţii. Raşinile diacrilice compozite şi masele ceramice au acaparat acest domeniu “nobil” al reconstituirilor coronare. Dacă aproape un deceniu a avut loc o dispută acerba între acele “composite-inlay” şi încrustaţiile ceramice, ulterior această competiţie a fost câştigată detaşat de către cele din urma. Inlay-urile compozite au pierdut dispute datorită dehiscenţelor la interfaţa încrustatie/ciment, a fisurilor şi fracturilor apărute în masa încrustatiei. Prepararea cavităţilor pentru încrustaţiile ceramice trebuie să respecte câteva reguli: · Pereţii axiali ai cavităţii aflaţi faţă în faţă se şlefuiesc pe cât posibil paraleli între ei, eventual cu o divergenţă spre ocluzal de 6°-9° în funcţie de gradul de înclinare al pantelor cuspudiene;· Pereţii axiali se întâlnesc în unghiuri rotunjite; · Fundul cavităţilor să fie plat, în caz contrar se poate nivela cu o obturaţie de bază din cimrent ionomer de sticlă;· Unghiurile pe care le realizează pereţii verticali cu fundul cavităţilor să fie uşor rotunjite;· Pereţii dentari subtiri (sub 1,5mm) este bine să fie secţionaţi până la obţinerea unei grosimi corespunzătoare şi apoi acoperiţi sau incluşi în încrustaţia ceramică;

17

· În cazul unor distrucţii coronare majore se poate realiza aşa numitul “capac ocluzal” care să acopere total sau parţial faţa ocluzală a dintelui;· Proximal, pragul gingival trebuie sa fie rotunjit şi să aibă o adâncime spre peretele parapulpar de minimum 1mm.

Ceramica are o transluciditate similara cu cea a smalţului dinţilor naturali şi o stabilitate coloristică dezvoltată (nu îşi modifică niciodată culoarea spre deosebire de orice alt marterial estetic folosit în stomatologie).

Aceste proprietăţi asigură restaurărilor o estetică dentară deosebită . De asemenea, ceramica dentară este biocompatibilă, ceea ce înseamnă că este foarte bine tolerata de ţesuturile de suport ale dintelui şi nu provoacă iritaţii ale gingiei.Lipsa metalului, caracteristică coroanelor integral ceramice, evită apariţia coloraţiei gri a gingiei, situaţie întâlnită uneori în cazul realizării coroanelor metalo-ceramice şi care trădează existenţa acestora.

Indicaţii:

fracturi ale marginilor incizale cand fizionomia şi funcţia nu mai pot fi refăcute cu simple obturaţii din compozit;discromii (modificări de culoare) ale frontalilor, indiferent de cauză;leziuni carioase mari, care au fost restaurate în mod repetat prin obturaţii din compozit voluminoase;discromii consecutive tratamentelor de canal ce nu pot fi rezolvate prin albire dentară;anomalii de poziţie ce nu pot fi corectate ortodontic;îmbunătăţirea aspectului fizionomic;

Contraindicatii:

sportivii, datorită riscului de fracturare traumatică a coroanei;bruxism (scrâşnirea dinţilor);dinţii cu strangulări cervicale (la nivelul gingiei) care nu permit prepararea corectă;dinţii scurţi;raporturi ocluzale nefavorabile (nu există spaţiu suficient între dinţi);molarii, în cazul coroanelor din mase ceramice tradiţionale;abraziuni dentare importante;dinţii refăcuţi prin pivoţi metalici.

18