P物質加載自固化磷酸鈣復合材料用于即刻種植的可行性研究.pdf

1、隨著現(xiàn)代種植理論的發(fā)展，即刻種植以其療程短、創(chuàng)傷小的特點在種植修復中越來越受到口腔醫(yī)生和患者的歡迎。然而，由于種植體外形與患牙拔牙窩形態(tài)無法完全匹配，為獲得良好的的種植初期穩(wěn)定性以及終期骨結合效果，在即刻種植的適應癥選擇、植入手術技術等方面有較為嚴格的要求，并且需要人工植骨材料、自體骨組織、骨再生活性刺激因子（如PRF等）、骨再生引導膜等多種輔助成分和相應的臨床手術操作以填充牙槽窩或骨缺損、保護種植體、促進骨再生，進一步增加了即刻種植的

2、復雜性，影響了即刻種植的廣泛應用。
　　自固化磷酸鈣（calcium phosphatecement, CPC）也被稱為骨水泥，具有良好的生物相容性，是成熟的引導骨再生材料；能夠調拌為糊劑，隨意塑形，填充復雜形態(tài)骨缺損；能夠在體溫下自行固化，固化后具有一定的強度，承受一定的壓力。我們認為，CPC的這些特性使其在即刻種植領域具有良好的應用前景，可以填充即刻種植體與牙槽窩之間的間隙，強化種植體初期穩(wěn)定性，或在體外預制個體化的即刻種植人

3、工牙根，使其良好適合拔牙牙槽窩，簡化即刻種植手術操作等。但是，CPC缺乏誘導骨再生活性，體內降解速度較慢，為解決這些問題，有研究在 CPC中加入BMP等骨誘導生長因子，取得較好效果，但是大分子生物活性蛋白在制備成本、活性保存、和安全性控制等方面存在較多局限性。
　　P物質（Subs ta nceP，SP）是由十一個氨基酸序列構成的神經(jīng)多肽，近期被發(fā)現(xiàn)還是骨再生與改建的信號分子，能夠誘導骨髓間充質細胞向成骨細胞分化，并誘導血管新生。

4、作為小分子多肽，P物質可以較為方便的采用多肽合成儀人工合成，制備成本較為低廉；無特殊三維空間結構，活性較為穩(wěn)定；體內降解速度快，應用較為安全。P物質這些特點使其在組織工程研究中具有較好的應用前景，可以作為骨再生和血管新生的活性誘導因子，通過人工復合材料支架在體內緩釋，動員體內干細胞，實現(xiàn)缺損原位組織再生修復。
　　本研究探索自固化磷酸鈣加載P物質的理想方式，以及作為輔助材料應用于即刻種植的可行性。實驗采用模塊化設計策略，根據(jù)骨再生

5、組織工程支架對材料孔隙率和孔隙直徑、機械力學性質、生物相容性和骨誘導活性的要求，仿生天然骨組織組成，以CPC作為無機骨引導支架，P物質作為活性骨誘導因子，I型膠原作為有機骨引導成分，以不同模式組合，構建復合材料支架，檢測其超微形態(tài)和力學性質，采用兔下頜骨缺損模型，觀察復合材料在體內的成骨轉化。根據(jù)以上結果，選擇較為理想的復合材料，包被于純鈦種植體表面，預制即刻種植人工牙根，采用兔股骨遠端干骺端骨缺損模型，使骨缺損直徑和深度與預制即刻種植

6、人工牙根直徑和長度相同，模擬即刻種植，觀察純鈦種植體表面包被生物材料降解、骨引導／誘導再生情況，確定能否早期達到純鈦種植體骨結合的愈合結果。
　　實驗一自固化磷酸鈣復合材料構建模式的體內外研究
　　目的：仿生天然骨組織組成，以CPC作為骨引導的基礎無機支架，I型膠原作為骨引導的輔助有機成分，加載P物質作為骨誘導活性因子，探索構建骨再生活性復合材料支架的有效方法。
　　方法：①準備：多肽合成儀人工合成P物質；提取大鼠鼠尾

7、尾腱制備質量體積比3％的I型膠原溶液；將P物質與共價交聯(lián)劑EDC、NHS按照摩爾比1：1.2：0.6混合，在MES緩沖液中與I型膠原溶液混合攪拌，得到P物質-I型膠原共價交聯(lián)溶液；將膠原溶液凍干制成膠原海綿，剪切為1x1 x1 mm膠原海綿顆粒；制作直徑8 mm、厚度2mm的不銹鋼模具。②分組：對照組采用單純CPC，按照粉液比3.0g:1ml比例，調拌混合充填至不銹鋼模具中，固化后所得試件記為 A組；將 CPC粉末與 P物質-I型膠原共

8、價交聯(lián)溶液混合，按同樣方法制備試件記為B組；將P物質直接加入3%膠原溶液混合，再與CPC粉末調拌固化制備試件記為C組；將P物質加入普通固化液混合，與CPC粉末調拌制備糊劑，再加入50%總體積比例的I型膠原海綿顆粒，固化制備試件記為D組；將P物質加入普通固化液混合，再與CPC粉末調拌固化制備試件記為E組；將CPC粉末與3%膠原溶液調拌固化制備試件記為F組。上述試件均在300～1000倍掃描電鏡下觀察斷面結構。③動物實驗：將30只成年新西蘭

9、兔分為6組，麻醉后在下頜骨體部制造直徑8mm深2 mm的單層皮質骨缺損，分別植入上述6組試件，術后8周處死，取下頜骨行 Micro-CT檢查，分別測量5組試件BV/TV、TbTh、TbN、TbSp值，并計算材料降解率
　　結果：掃描電鏡超微結構觀察顯示，CPC自行結固后具有納米級結晶結構和微米級微孔隙結構，CPC單純與P物質混合不改變其超微結構，CPC與膠原溶液混合結固后，結晶結構改變，但仍保持微米級微孔隙結構，CPC與膠原海綿混

10、合結固后，具備了300μm級別的大孔隙結構。體內實驗顯示，加載P物質和混合膠原能夠提高支架誘導骨再生能力，促進 CPC復合材料的生物降解，特別是混合膠原海綿而具有大孔隙結構的支架，進一步顯著提高其在體內的骨轉化進程，但是采用共價交聯(lián)方式固著P物質于膠原分子和CPC復合支架后，材料降解及骨再生均明顯減低。
　　結論：①P物質加載能夠使CPC復合材料支架具有誘導骨再生活性，并促進材料體內降解；②膠原能夠增強 CPC復合支架引導／誘導骨

11、再生能力，特別是以膠原海綿的形式賦予支架大孔隙結構時；③共價交聯(lián)固著P物質于支架材料會影響其在體內的緩釋，進而影響支架誘導骨再生能力。
　　實驗二自固化磷酸鈣復合材料用于即刻種植的體外研究
　　目的：體外模擬即刻種植，采用 CPC復合材料輔助填充牙槽窩，檢測其對即刻種植體早期穩(wěn)定性的影響。
　　方法：①制備模具：取離體上頜恒尖牙一枚，根部涂抹分離劑，插入自凝牙托粉/液制備的10x10x20mm立方體模具，固化后將牙齒拔

12、出，制成體外模擬天然牙槽窩模具。②分組：將CPC粉末與原固化液混合制成糊劑附于3.5x10mmCamlog種植體周圍充填至模具中，固化后所得試件設為對照組，記為A組；按同樣方法將CPC粉末與3%膠原溶液混合，記為B組；將CPC粉末與P物質-I型膠原共價交聯(lián)溶液混合，記為C組；將CPC粉末與總體積比50%的I型膠原海綿顆?；旌?，記為D組。③種植體體外拔出力學實驗：用光固化樹脂在種植體基臺上制作模擬牙冠（上頜切牙形態(tài)），在牙冠中上1/3打一

13、孔。將試件固定于多功能試驗機，以細鋼絲通過牙冠孔隙固定于試驗機提拉裝置。設置加載速度為1 mm/mi n，當種植體位移2 mm時視為完全脫出。方法不變，依次測試4組試件每組各10次，記錄試件種植體脫出過程中所承受的最大承載力；④體外種植體穩(wěn)定性測量實驗：將種植體穩(wěn)定性測量儀的傳感器安裝在種植體上；將種植體穩(wěn)定性測量儀的測量探頭靠近傳感器頭，獲取ISQ值。同時從近中、遠中、唇、腭四個方向測量，取平均值記為試件的ISQ值。
　　結果：

14、種植體拔出力學實驗中，B組與C組的最大承載力相比于對照組有所提升，D組的力學性能存在明顯的下降；種植體穩(wěn)定性測量的結果顯示， D組的ISQ值（68.5±1.9）與對照組（85.6±3.7）相比有所降低，但仍高于種植體初期穩(wěn)定性所需的最低標準值（65）。
　　結論：①具有大孔隙結構的CPC-P物質復合材料力學性能有所下降，但體外實驗表明其仍然能夠為即刻種植體提供基本的初期穩(wěn)定性保障；②共價交聯(lián)固著P物質的膠原 CPC復合材料具有較高

15、的力學強度，可以保證即刻種植體具有更好的穩(wěn)定性，值得今后進一步研究。
　　實驗三自固化磷酸鈣復合材料用于即刻種植的體內研究
　　目的：體內模擬即刻種植，采用 CPC復合材料包被純鈦種植體，觀察其誘導骨再生獲得純鈦種植體骨結合的可行性。
　　方法：①加工制備長10mm的純鈦種植體，其中根部（螺紋部分）為直徑4mm、長6 mm的圓柱體，冠部（非螺紋部分）長4mm，橫截面為邊長2.5 mm的正六邊形。根據(jù)實驗一和實驗二結果，

16、采用實驗一中A組單純CPC材料和D組CPC復合材料包被種植體螺紋部分，制成8 mm直徑、6 mm長度的圓柱體，暴露種植體冠部，分別作為對照組和實驗組；②12只成年新西蘭兔分為2組，每組6只。麻醉后沿兔股骨干骺線處做切口，暴露兔股骨干骺端內側面。用環(huán)狀鉆制造直徑8 mm、深度6 mm的骨缺損，分別植入2組實驗試件。術后4周時每組各處死3只兔子，12周后處死每組剩余3只，取出兔股骨干骺端。使對標本進行Micro-CT掃描，分別測量4周、12

17、周時的BV/TV、TbTh、TbN、TbSp值，并計算材料降解率。
　　結果：Micro-CT顯示，4周時實驗組材料邊緣已出現(xiàn)降解，可觀察到骨小梁長入，而對照組的材料與骨界面清晰，無誘導成骨表現(xiàn)；12周時實驗組的復合材料吸收明顯，由再生骨組織替代，并與種植體螺紋形成骨結合愈合，而對照組仍為材料包被種植體。
　　結論：加載 P物質并具有大孔隙結構的CPC復合材料在即刻種植體周圍間隙填充、維持種植體初期穩(wěn)定性、誘導骨再生和種植體