Il successo del trattamento con impianti dentali endossei dipende la formazione e il mantenimento di fissaggio osseo sicuro impianto-per ospitare. Questo criterio di successo è stato riconosciuto fin alla fine del 1970 a seguito delle prime relazioni Branemark e collaboratori sulla corretta applicazione di un filettati, impianti CPTI a forma di vite posta usando una attenta a due stadi interni.1 chirurgica Un risultato di quei primi studi era la coniatura, per Branemark, del termine 'osteointegrazione' che descriveva virtuale contatto osso-impianto diretta come un requisito necessario per il successo di impianti dentali.
per garantire il mantenimento di questa condizione durante l'utilizzo dell'impianto, questo criterio è stato modificato per 'osteointegrazione dell'impianto funzionale' che implica manutenzione di 'stretta' apposizione osso-impianto durante l'impianto di caricamento. In linea con la terminologia di base, si può fare riferimento a 'potenziale di osteointegrazione' di diversi modelli di impianto come strumenti per confrontare il loro tasso di osteointegrazione. Si ritiene che il 'potenziale di osteointegrazione' può essere fortemente influenzata dalla progettazione superficie dell'impianto in quanto l'attaccamento, la migrazione e la differenziazione delle cellule della linea osteogenica alla superficie dell'impianto sono le determinanti di questa risposta. Così, il focus di questo articolo è sulle superfici implantari, i metodi utilizzati per la loro preparazione, e, nella misura in cui è noto, l'efficacia di diversi disegni superficiali nel promuovere e mantenere osteointegrazione. Si fa riferimento attualmente disponibili sistemi implantari e modificazioni superficiali sperimentali destinati ad aumentare il potenziale di osteointegrazione di impianti dentali.
Il connettivo regione dei tessuti molli-impianto interfaccia
Mentre osteointegrazione è necessario per il successo dell'impianto, altrettanto importante per lungo termine manutenzione dell'impianto è la creazione di una interfaccia di tessuto-impianto connettivo molle stabile alla regione dell'impianto coronale. A questo proposito, è generalmente accettato che una superficie lavorata e levigata con media rugosità superficiale (Ra) pari a 0,1 a 0,3 m è preferred.2,3 La lunghezza di questa regione coronale 'liscia' varia con differenti design di impianti (up a 3 mm o meno di lunghezza), a seconda delle caratteristiche del sito di impianto previsto. Poiché è noto che l'osso non facilmente contrapporre a tali superfici lisce, una regione coronale più liscia sacrifica una lunghezza dell'impianto a cui potrebbe verificarsi osteointegrazione. Una superficie irregolare favorendo osteointegrazione, se a contatto con la cavità orale è più suscettibile di microrganismo e fissaggio della placca.
Recentemente, breve (da 6 a 12 mm), di ampio diametro (5 mm) impianti filettati destinati le regioni del volume osseo limitato e la densità (cioè siti mascellari posteriori) sono stati introdotti senza alcuna regioni coronali 'liscio'. L'impianto realizzato con fili più profondi lungo tutta la lunghezza dell'impianto è stato progettato per avere una superficie osso interfacciamento sufficiente per la stabilizzazione dell'impianto in virtù del disegno filo profondo, più grande diametro dell'impianto, e fili su tutta la lunghezza dell'impianto. In un anno, il tasso di sopravvivenza di 91,8% sono stati segnalati e un numero significativo di impianti ha mostrato filo exposure.4 Renouard et al hanno espresso preoccupazione per la prognosi a lungo termine degli impianti "colletto" in vista della perdita di massa ossea significativo osservato in tutto il maggior parte degli impianti. Sembra che il requisito di una regione coronale 'liscia', almeno sufficiente a ospitare la perdita di osso crestale presto a causa sia biomeccanici,, 5 o bacterial6 effetti biologici è necessario.
L'interfaccia osso-biomateriale
Una revisione di articoli in riviste attuali impianti dentali e letteratura di marketing che descrivono i nuovi disegni presenta una sfida importante per i dentisti nel determinare se un disegno o un altro offre vantaggi clinici. Mentre vi è una grande quantità di letteratura che suggerisce che la maggior parte attualmente gli impianti disponibili funzionano in modo affidabile e con tassi di successo accettabili (& gt; 90% per periodi di 5 anni e più) per il posizionamento nei siti di buona qualità dell'osso e con volume osseo adeguato (larghezza e altezza), la situazione non è così chiara per più difficile da trattare siti caratterizzati da altezza dell'osso limitata (& lt; 8 mm o giù di lì), e la densità ossea bassa (tipo 3 e 4 ossa) .7 In queste situazioni (ad esempio mandibola posteriore, mascellare superiore), la fissazione rapida e forte all'osso utilizzando impianti diminutivo è preferito. Un certo numero di modifiche superficiali sono state proposte per raggiungere questo obiettivo. Alcuni di questi vengono utilizzati con gli impianti disponibili in commercio, mentre le prove di laboratorio degli altri è in corso.
Una breve rassegna della superficie progetta attualmente in uso, così come alcuni degli indagati viene presentato di seguito. Osteointegrazione di tutti gli impianti attualmente disponibili dipende principalmente meccanico (o micromeccanica) interblocco di impianto e ossa. Ciò vale anche per gli impianti cosiddetti "bioattivi" (HA-rivestito), nonché gli impianti di Ti-based (CPTI o lega Ti) con strati di ossido superficiali "passivi". A condizione che la superficie dell'impianto osso-interfaccia ha caratteristiche che permettono significativa interblocco meccanico dell'osso, sicuro fissaggio a lungo termine (& gt; 10 anni) con percentuali di successo superiori al 90%, in generale, risultato. Così, gli impianti sono formati con geometrie superficiali e texture che permettono tale interblocco meccanico. Lavorati filettato, sabbiata, acidato, plasma-spruzzato, e superfici porose preparati per sinterizzazione rappresentano i disegni degli impianti attualmente in uso che consentano di raggiungere questa condizione.
filettate Implants (lavorata, sabbiata, acidato)
lavorazione, impianti a forma di vite sono esempi di disegni che si basano principalmente sulle caratteristiche macroscopiche di superficie (cioè thread) per il fissaggio (Fig 1A & amp;. b). Come mostrato in Figura 1b, oltre alle loro caratteristiche macroscopiche, linee di lavorazione di circa un micron o così in irregolarità larghezza e altre superfici (buche, solchi, zone di freddo saldati Ti) forma durante la lavorazione dell'impianto.
La formazione di questi caratteristiche micron dimensioni è legato alle caratteristiche di deformazione della protesi metallica. Ti è notoriamente difficili da lavorare ad una finitura superficiale liscia a causa delle sue caratteristiche di deformazione e di superficie (cioè tende a Gallo). superfici lavorate più lisce risultato di grado 4 rispetto al grado 1 CPTI (grado 4 ha livelli più elevati interstiziali e resistenza allo snervamento quindi superiore) e Ti6Al4V rispetto CPTI (ancora una volta a causa di forza maggiore resa della lega).
Mentre è stato fatto l'argomento che queste caratteristiche più fini possono influenzare l'attività delle cellule promuovendo in tal modo l'osteointegrazione, possibilmente migliorando osteoconduttività e /o contribuire al collegamento meccanico, non ci sono dati follow-up clinico è stato presentato a sostegno di questa attraverso un confronto tra i tassi di successo di CPTI rispetto lega Ti o di grado 1 contro di grado 4 impianti CPTI, per esempio. La ragione per il successo di impianti filettati in siti implantologici favorevoli è dovuto alla formazione ossea in stretta apposizione alle superfici filettate durante il periodo di guarigione critica post-impianto durante il quale gli impianti non sono in funzione. fissaggio dell'impianto e resistenza alle forze di taglio (verticali e di coppia) seguente osteointegrazione è dovuto all'attrito all'interfaccia osso-impianto (come con qualsiasi sistema a vite). Quindi, la forza di fissaggio è direttamente correlata alla zona di interfaccia osso-impianto. Pertanto, gli impianti filettati lavorati di diametro fisso devono essere sufficientemente lungo per resistere alle forze che agiscono durante la funzione
In siti di altezza dell'osso limitata, quindi, dove gli impianti più lunghi (ad esempio & gt; 10 mm). Non è possibile utilizzare, impianti filettati di diametro standard (~ 4 mm o meno) non forniscono la fissazione richiesto. Analogamente, le regioni a bassa densità ossea o spessore dell'osso corticale limitata in cui acquisto sufficiente del dispositivo filettata lavorata non è possibile, impianti standard filettati devono affidarsi alla durata e fissazione bi-corticale, se possibile, per la stabilità.
Sviluppi recenti per migliorare il potenziale di osteointegrazione di impianti filettati lavorati per consentire possibile utilizzo nelle situazioni più impegnative ha coinvolto texturing la superficie dell'impianto al fine di i) aumentare il potenziale area di osso-interfaccia, e ii) fornire funzionalità aggiuntive per effettuare interblocco micromeccanica con l'osso. Per raggiungere questo obiettivo, gli impianti sono stati machinedthreaded o sabbiata, acidato o sabbiata (sabbiato) e acidato. La superficie di un impianto lega Ti acidato è mostrato in figura 2. Il decapaggio (in questo caso un trattamento acido con soluzioni di HCl e H2SO4 a temperature elevate), determina la formazione di piccole fossette micron dimensioni su tutta la superficie . trattamenti acido etch comportano alcuni dissoluzione del metallo, la portata della dissoluzione metallo che è dipendente dalla forza dell'acido utilizzata, temperatura e tempo di reazione. Qualsiasi materiale estraneo inavvertitamente aderire alla superficie può essere sciolta risultante e quindi in una superficie implantare pulitore. asperità Sharp, creste o altre caratteristiche che potrebbero risultati dalla lavorazione e che rappresentano regioni più alta energia (meno stabile termodinamicamente) si scioglierebbe preferenzialmente.
sabbiatura risultati in una superficie irregolare con la superficie caratteristiche è correlata alla dimensione e durezza la sabbiatura medio e sabbiatura condizioni utilizzate (pressione, angolo di incidenza di esplosione, la distanza dalla superficie al getto di sabbiatura). particelle di Al2O3 e TiO2 sono stati utilizzati per la sabbiatura. Studi hanno dimostrato che il tasso di integrazione ossea con campioni Ti sabbiata (come determinato mediante istologia (ossea lunghezza di contatto) e test di coppia) apparso più grande per superfici modificate con 75 grit m dimensioni (vs 25 o 250 m graniglia Al2O3). 8
Il concetto di rugosità superficiale ottimale e la geometria per maggior potenziale di osteointegrazione è stato anche suggerito di spiegare i risultati riportati da Buser et al.9 In questo studio, una sabbia-blast più superficiale acido-etch trattamento è stato segnalato per promuovere più alta delle ossa adattamento e tasso di sviluppo dell'interfaccia resistenza al taglio. Ti plasma-spruzzato e superfici lavorate sono risultati essere inferiori. La superficie Ti plasma-spruzzato ha avuto una maggiore rugosità superficiale e ancora portato a tassi più lenti di integrazione ossea negli studi sugli animali segnalati.
E 'stato proposto che questa osservazione potrebbe essere dovuto a una rugosità superficiale non ottimale viene presentato dal plasma più ruvida di superficie -sprayed. La questione non è affatto ben compreso. Allo stato attuale, non ci sono dati sulla base di studi di follow-up clinici umani per suggerire differenze significative tra sabbiata e acidato o acidato solo oltre Ti impianti al plasma-spruzzato.
Gli studi sugli animali hanno riportato sugli effetti di irruvidimento superficiale (sabbiatura vs attacco acido o una combinazione dei due processi) mostrano chiaramente che la rugosità superficiale ha avuto un'influenza positiva sulla potenziale osteointegrazione negli studi su modelli animali. Un certo grado ottimale di rugosità superficiale sembrava portare a tassi più veloci di osteointegrazione. Come risultato, un numero di sistemi di impianto con tali modificazioni superficiali sono stati introdotti e sono utilizzati attualmente. I risultati di tassi di sopravvivenza degli impianti, o più in modo significativo, i tassi di successo cumulativi, per periodi prolungati (& gt; 5 anni) non sono ancora disponibili per verificare l'ipotesi che i rendimenti di preparazione una superficie risultati clinicamente superiore. La ragione di queste modificazioni superficiali è promuovere elevato potenziale osteointegrazione degli impianti in modo da consentire il loro uso più affidabile e in bassa densità ossea (Tipo 3 e 4) e in siti con volume osseo limitato (cioè dove lunghezza dell'impianto è limitata a & lt; 10 mm, per esempio).
Inoltre, il concetto di maggiore osteointegrazione rapida è preferita poiché questo riduce il rischio, in tutte le situazioni di carico dell'impianto prematura (previsti o involontaria) portando ad impianto movimento relativo di ospitare ossa compromettendo osso integrazione. Inoltre, l'adattamento osso più veloce da e per l'integrazione con le superfici degli impianti nella regione di impianto corticale, riduce i rischi di recessi profondi in via di sviluppo in queste zone che potrebbero aumentare il rischio di fallimento dell'impianto a causa della colonizzazione batterica e perimplantite. Questo è il motivo per cui alcuni progetti recenti hanno incorporato strette bande sabbiata o acidato appena inferiori alle regioni coronali collare lisce. Anche in questo caso, la conferma della efficacia clinica di questo approccio richiederà studi di follow-up clinici a lungo termine a confronto un disegno con un altro.
Forse di importanza in questo senso è uno studio di Drake et al, 10, che ha descritto l'effetto benefico di trattamento con acido ad aumentare idrofilia Ti o Ti superficie della lega in tal modo diminuire il tasso di colonizzazione batterica di superfici e consentendo alle cellule del tessuto connettivo di accedere a e sviluppare matrice alla regione dell'impianto coronale. Mentre questo può suggerire un vantaggio delle superfici chimicamente incise, va osservato che la maggior parte impianti ricevono un trattamento di passivazione acido come fase finale di preparazione dell'impianto, siano essi lavorati, sabbiata, plasma-spruzzati o sinterizzazione trattati. . Mentre lo studio di Drake è stato limitato a un ceppo batterico (S sanguis), suggerisce tuttavia l'importanza della chimica di superficie, oltre alla topografia nel determinare le prestazioni dell'impianto
modifica della superficie con Additive elaborazione:
Implant preparazione delle superfici da lavorazione, l'acido incisione o sabbiatura, e combinazioni di queste operazioni, comportano la rimozione di materiale da un substrato metallico. Essi possono essere descritti come processi sottrattivi. In processi additivi contrasto, rappresentata dalla spruzzatura al plasma e sinterizzazione, aggiungere il materiale ad un substrato di sviluppare strutture superficiali desiderate. Una discussione della preparazione e proprietà delle superfici implantari modificato l'utilizzo di tali processi additivi segue
Gli impianti al plasma a spruzzati (disegni a forma di vite e press-fit)
Gli impianti al plasma a spruzzati. (Figure 3a & amp; b) si formano introducendo polveri con particelle di 100 a 300 micron o così in una fiamma plasma caldo. Le particelle sono completamente o parzialmente fuso nella regione periferica della fiamma plasma caldo (la regione centrale della fiamma raggiunge temperature 15.000 a 20,000C) e sono poi trasportate ad alta velocità in un flusso di ioni (solitamente ioni Ar) e depositati come simboli fusi su superficie relativamente fredda substrato impianto metallico (sia CPTI o Ti6Al4V).
le particelle di metallo fuso, in un impatto superficie del substrato, si sviluppa su come sottile 'Splatted «depositi e rapidamente consolidare ed in tal modo' congelare 'su la superficie del substrato pre-irruvidita. Così, durante la solidificazione che avviene a prezzi molto rapido raffreddamento (~ 106C /s), il materiale fuso interblocchi meccanicamente con il substrato pre-irruvidita, e in una certa misura a seconda del materiale da depositare (Ti o HA), diffonde in e reagisce con il substrato. Ripetuta deposizione di particelle sul substrato e sopra gli strati precedentemente depositati attraverso rastering della fiamma del plasma sui risultati substrato in un accumulo di rivestimento ad uno spessore desiderato, (tipicamente da 30 a 50 micron).
Il rivestimento finale è caratterizzato da una superficie esterna molto irregolare, a causa del processo di solidificazione rapida, con rientranze e sporgenze di materiale depositato. Alcuni porosità risulti sempre all'interno del rivestimento, ma questo è limitato ad un massimo del 10 percento del volume o così e di solito, per rivestimenti di qualità superiore, è ben al di sotto del 5 per cento. Il piccolo volume di pori che formano siano collegati tra le rientranze superficie o sono isolati all'interno dello spessore del rivestimento. superfici molto irregolari producono durante plasma spruzzatura con dimensioni delle caratteristiche superficiali essendo fino a 10 a 30 micron o così in sezione trasversale e profondità. Questi sono in genere molto più grossolana rispetto ai box etch micron di dimensioni e caratteristiche della superficie sabbiata (dimensioni fino a 10 micron o giù di lì) formate su superfici degli impianti con i metodi di lavorazione sottrattivi descritti in precedenza.
Tale plasma impianti di verniciatura a polvere sono attualmente realizzato utilizzando Ti o polveri HA (nominali). I precedenti risultati in strutture di rivestimento-to-substrato legante chimico (a causa del legame metallico all'interfaccia rivestimento-substrato) mentre il secondo dipende quasi interamente interblocco meccanico tra lo strato di HA e substrato Ti per incollaggio poiché i due materiali sono reciprocamente insolubili e interdifussion atomica è limited.11
un notevole vantaggio di rivestimenti al plasma-spruzzato hA è l'aumento osteoconduttività che è stata osservata con conseguente tassi più veloci di formazione ossea a una superficie implantare. Il motivo esatto per questo maggiore osteoconduttività non è pienamente compresa né è chiaro che differenze clinicamente significative derivano dall'uso di tali rivestimenti. ragioni proposte riguardano i) adsorbimento preferenziale di proteine su superfici implantari che promuovono l'adesione cellulare pre-osteoblasti (un effetto di composizione della superficie), ii) in vivo la dissoluzione del rivestimento rilasciare Ca2 + e (PO4) 3- ioni che promuovono la formazione delle ossa, e , iii) la superficie del rivestimento altamente irregolare promuovere osteoblasti e l'attaccamento matrice (un effetto di topografia superficiale). Quest'ultimo meccanismo si applicherebbe anche ai rivestimenti al plasma-spruzzato HA o TI.
Mentre HA è abbastanza stabile in vivo annullando così l'ipotesi di dissoluzione, i rivestimenti formati da Plasma Deposition spruzzo di HA polvere è molto eterogenea, con porzioni significative del rivestimento rappresentati, fasi meno stabili di fosfato di calcio come fosfato tricalcico (TCP), tetracalcium fosfato (TTCP) e fosfato di calcio amorfo (ACP), così come CaO, un'altra fase solubile. Questo è un risultato dell'esposizione ad alta temperatura delle polveri HA introdotte nel plasma fiamma, cambiamenti di Ca e composizione P di conseguenza, e la formazione di una fase amorfa (vetrosa) durante il processo di solidificazione rapida. Queste fasi meno stabili sono più solubili in vivo di HA e, quindi, la dissoluzione dei rivestimenti si verifica, la velocità di degradazione del rivestimento essendo dipendente dal grado di eterogeneità e variazione composizionale e cristallografica. Anche se questo può rendere il rivestimento più osteoconduttiva, solleva anche preoccupazioni per possibili detriti dissoluzione rilasciato al sito implantare.
Sono stati segnalati eccessivi tassi di degrado e rivestimento delaminazione di causare reazioni infiammatorie croniche indesiderabili nei siti implantari in tal modo potenzialmente inibire osteointegrazione e osso bonding.12 spruzzo post-plasma trattamento idrotermale a pressione è stato usato per aumentare la percentuale di hA di studi animali fosfato di calcio coatings.13 plasma spruzzato ha mostrato che il risultante rivestimento hA 95% (+ 5% di fosfato di calcio amorfo) comportava similmente ai rivestimenti di minore% HA in termini di osteointegrazione e di legame osso ability.14 Questa scoperta suggerisce che il rivestimento dissoluzione e rilascio del Ca2 + non sembra essere il meccanismo di controllo per la promozione di osteointegrazione più rapida con rivestimenti fosfato di calcio.
rivestimenti al plasma a spruzzati (Ti o fosfato di calcio) hanno dimostrato di portare a più alti punti di forza l'interfaccia di taglio nella maggior parte delle relazioni di studio degli animali. È interessante notare, tuttavia, che mentre sono state riportate elevate resistenze a taglio, resistenze interfaccia trazione sono bassi (vedi Tabella 1). L'interblocco meccanico dell'osso con le irregolarità della superficie (rientranze e le sporgenze) di plasma-spruzzato superfici di rivestimento risultati nella resistenza alle forze di taglio che agiscono a livello di interfaccia (verticale o torsionale). Tuttavia, c'è poca resistenza alle forze di trazione che agiscono attraverso l'interfaccia (cioè osso non forma una struttura interbloccata dimensionale 3 in corrispondenza della zona superficie dell'impianto). Questo è simile alle superfici preparate con 'sottrattivi' modificazioni superficiali ma a differenza delle strutture sinterizzate porose descritte di seguito.
sinterizzato Implants superficie porosa e 3-D incastro dell'osso
A differenza del processo di rivestimento plasma spray, sinterizzazione di polveri di lega di Ti per formare una struttura porosa a superficie è ottenuta mediante un processo di diffusione allo stato solido in cui le particelle metalliche (polveri) realizzare legame metallurgico per formare una regione superficiale solidalmente-bonded. Non c'è fusione localizzata e ri-solidificazione delle polveri metalliche durante questo processo. Attraverso una scelta giudiziosa dei parametri di sinterizzazione (temperatura, tempo, atmosfera), strutture possono essere formati con una rete porosa interconnessa di dimensione desiderata e volume percentuale di porosità con pori distribuiti uniformemente in tutta la struttura.
L'impianto Endopore (Figg. 4 e amp ; 5) è caratterizzato da una tale regione superficiale porosa costituito da circa il 35 percento in volume porosità e una dimensione media dei pori di circa 100 m (range ~ 50 a 150 m). Nelle condizioni di sinterizzazione utilizzati per formare la regione di superficie, le giunzioni interparticellari e particelle-substrato (regioni del collo di sinterizzazione) sono sostanziali (sinterizzazione diametro del collo ~ 0,4 volte il diametro delle particelle). Ciò determina una forte struttura sinterizzata (Figg 4a & amp;. B). A causa della diffusione atomica che si traduce nella formazione del collo sinterizzazione, la struttura dell'impianto finale è una combinazione integrante di un nucleo solido e una profonda zona superficiale porosa 300 m. La granulometria di partenza e le condizioni di sinterizzazione risultato utilizzato in pori interconnessi che studi precedenti hanno dimostrato di consentire un rapido osso ingrowth.15 due a tre strati di particelle formano la regione superficiale porosa creando così la rete porosa 3-D desiderata su impianti di cross complessiva dimensioni della sezione di 3.5, 4.1, e 5.0 mm di diametro massimo (Fig. 5).
Come tutti i disegni degli impianti, stabilità iniziale dell'impianto e la mancanza di movimento relativo per ospitare osseo è necessario per consentire una rapida osteointegrazione attraverso crescita interna dell'osso nella rete porosa . Questa condizione si ottiene più facilmente utilizzando un impianto tronco conico che è inserito a pressione in una sede ricevente preparato. La differenza principale tra questo disegno di superficie e quella degli altri impianti sopra descritti è che la ricrescita dei risultati ossee sia resistenza molto elevata interfaccia taglio e trazione elevata interfaccia. Questo è mostrato nella tabella 1 che elenca i valori medi per shear interfaccia osso-impianto e carichi di rottura per i diversi impianti di superficie disegni derivati da segnalazioni in letteratura utilizzando vari modelli animali. Così, impianti dentali superficie porosa sono meglio in grado di resistere a forze di trazione interfacciali causa, per esempio, per componenti di forza orizzontale che agiscono su un impianto (Fig. 6). Quando gli impianti dentali sono messi in funzione, carico occlusale di impianti risultati in compressione, taglio, e componenti di forza di trazione che agisce a livello dell'interfaccia osso-impianto. Resistenza alla trazione interfacciare componenti di forza comporta una distribuzione più uniforme delle sollecitazioni agenti in osso circostante l'impianto. Questo è in contrasto con la distribuzione delle tensioni sviluppa attorno qualsiasi degli altri disegni notati sopra che sono in grado di sostenere le forze di interfaccia di trazione (Fig. 6).
Il beneficio atteso a lungo termine del campo di stress perimplantare più uniforme con Gli impianti della superficie porosa è il mantenimento delle ossa più efficace e la manutenzione di osteointegrazione. Queste considerazioni suggeriscono anche che le protesi della superficie porosa dovrebbero svolgere meglio nelle regioni a bassa densità ossea. I primi risultati (su quattro anni) di impianti Endopore inseriti in siti mandibolari posteriori e nel mascellare (dove tipo 3 e 4 ossa sono comuni) hanno dato sostegno a questa premessa. Inoltre, il estremamente efficace blocco osso-impianto derivante dalla crescita ossea a 3 dimensioni permette protesi molto più brevi per essere utilizzato in modo affidabile in siti altamente caricati. Deporter et al hanno riportato alte percentuali di successo (& gt; 99%) dopo 2 anni di funzionamento (risultati invariati con periodi minimi di funzionalità ora si avvicinano 3 anni) per impianti corti (lunghezza media = 7,7 millimetri) collocati in posteriore mandibolare sites.16 alta Simile i tassi di successo sono stati segnalati anche per gli impianti della superficie porosa collocati nel maxilla17 posteriore (lunghezza media = 6,9 millimetri, periodo minimo in funzione di avvicinamento 1 anno).
in precedenza, alte percentuali di successo (CSR = 93,4%) sono stati segnalati in breve Endopore impianti (lunghezza media = 8,7 mm) collocate presso overdenture in anteriori siti mandibola di pazienti completamente edentuli. Questo studio rappresenta il più lungo follow-up clinico per questo disegno con impianti in 10 anni di funzionamento e risultati invariati a quelli riportati a 5 a 6 anni18 Deporter et percentuali di successo molto elevate al.19 hanno segnalato (si avvicina al 100%), con gli impianti utilizzati Endopore per il ripristino di singoli denti nella mascella. Gli impianti free-standing utilizzati hanno una lunghezza media del 10,1 mm e sono ormai in funzione per periodi che si avvicinano 3 anni.
Le alte percentuali di successo con esperienza con questo disegno per free-standing, singolo sostituzione dei denti non è sorprendente in vista della l'osso a 3 dimensioni ingrowthwhich garantisce un'ottima resistenza alle forze di imposte, tra cui le forze torsionali e ribaltamento. Di particolare rilievo è la performance dell'impianto successo nonostante corona: rapporti di lunghezza dell'impianto di gran lunga superiore alle 1: 2 rapporti che la saggezza convenzionale dettami come una guida per l'utilizzo dell'impianto affidabile. Questo è di nuovo attribuibile all'ottimo fissaggio dell'impianto-to-osso ottenuta attraverso ricrescita ossea nella struttura a poro aperto. Il design della superficie porosa sfrutta appieno interblocco meccanico. Il motivo, quindi, permette un utilizzo affidabile delle lunghezze inferiori; (Attualmente 5, 7, 9 e 12 mm di lunghezza sono disponibili).
L'impianto press-fit con la sua forma troncoconica rastremata offre altri vantaggi. La forma garantisce auto-posti a sedere all'interno di siti preparati. La forma tronco-conica rastremata è ideale per l'uso con osteotomi per l'impianto di preparazione del sito in regioni con volume osseo limitato, come è spesso incontrate nel maxilla.20 superfici porose
sinterizzati hanno dimostrato di essere osteoconductive.21 Utilizzando un modello di coniglio, abbiamo dimostrato che la superficie porosa sinterizzata sopra descritto si traduce in osteointegrazione significativamente più veloce rispetto a studi elementi finiti plasma-spruzzato implants.22 ha indicato che questa maggiore potenziale di osteointegrazione degli impianti della superficie porosa sinterizzati appare legato alla stato di sollecitazione locali nella zona di interfaccia che favorisce l'osteogenesi e formation.23 ossea precoce
lo stato di sollecitazione locale nell'osso ospite che circonda ogni impianto viene modulata a causa della presenza dell'impianto. Le conseguenze dello stato tensionale perturbato con conseguente modifica è in normale rimodellamento osseo. Come riportato da Garetto et al, 24 rimodellamento osseo intorno filettato impianti CPTI è da tre a nove volte più veloce rispetto a siti simili senza protesi. Questo è ritenuto necessario per la manutenzione delle ossa a lungo termine e di osteointegrazione con impianti dentali. Effetti simili sono stati osservati con gli impianti della superficie porosa sinterizzate.
disegno di superficie dell'impianto e la creazione di una interfaccia impianto-osso ben aderite colpisce anche altri eventi rimodellamento osseo. Con gli impianti della superficie porosa, la perdita ossea limitata è stato osservato vicino alla regione liscia dell'impianto coronale sia in studies25 animali e in use.18 umana In queste situazioni, la perdita di osso crestale si verifica in modo prevedibile per un periodo da 2 a 3 anni nell'uomo raggiungere uno stato stazionario volta l'osso rimodellato avvicina alla giunzione della superficie liscia-to-porosa. L'effetto è stata correlata allo stress schermatura e osso atrofia vicino alla regione collare liscio, a seguito di forze by-passando questa regione di osso dal verifica alcun blocco there.26 Recentemente, Deporter ha suggerito un possibile contributo a questo effetto legato l'istituzione di un 'ampiezza biologica' dopo l'inserimento dell'impianto.
Ulteriori studi relativi a questo sono in corso. È interessante notare che, mentre alcuni la perdita di osso crestale invariabilmente si verifica con tutti i disegni di impianto, motivazioni per compiere variare, sono legati ad uno sforzo eccessivo di osso locale con disegni a forma di vite, per esempio, e understressing di osso prossimi alle regioni lisce dei porose emerso disegni. A condizione che il fenomeno raggiunge una struttura di osso-impianto finale stabile stato stazionario con una perdita limitata cresta ossea, è accettabile.
SINTESI
disegno di superficie dell'impianto e la sua influenza sul successo dell'impianto
Sia press-fit o impianti filettati sono preferiti in siti caratterizzati dalla larghezza delle ossa sostanziale e l'altezza di buona densità è discutibile. Un ovvio vantaggio di impianti filettati inseriti in tali siti è che la stabilità iniziale dell'impianto è più facilmente garantita (ipotizzando una corretta preparazione del sito). Tuttavia, il corretto posizionamento dei disegni press-fit anche i risultati in sono stati segnalati stabilità dell'impianto sufficiente e percentuali di successo simili.
In siti di impianto compromessi, in cui devono essere utilizzati brevi lunghezze degli impianti, o in siti di bassa densità ossea in cui una rapida osteointegrazione è particolarmente desiderabile, disegno di superficie può avere un effetto più significativo. L'uso di attacco acido, sabbiatura, spruzzatura al plasma, e processi di sinterizzazione sono stati studiati per sviluppare gli impianti che forniranno una maggiore affidabilità in queste situazioni più impegnative. Mentre i rapporti di buone prestazioni a breve termine sono stati segnalati per gli impianti che utilizzano questi diversi approcci modifica della superficie, la vera determinazione di successo richiede la conferma attraverso a lungo termine follow-up clinico. I disegni della superficie porosa sinterizzati sono unici ad offrire vere 3 dimensioni interblocco osso-impianto e la capacità di resistere a forze di trazione di interfaccia. I risultati di uso clinico di questo progetto fino ad oggi sono incoraggianti.
Obert Pilliar è attualmente professore presso la Facoltà di Odontoiatria (Biomateriali) e membro dell'Istituto di Biomateriali e ingegneria biomedica (Università di Toronto) con un cross-appuntamento al Dipartimento di Metallurgia e Scienza dei Materiali (Facoltà di scienze applicate e Ingegneria).
salute orale accoglie questo articolo originale. riferimenti completa disponibile su richiesta.
RIFERIMENTI
1.Branemark P-I, Hansson BO, Adell R, et al. impianti osteointegrati nel trattamento della mandibola edentula. Scand J plastica Reconstr Surg. Suppl 16: 11, 1977.
7.2.Quirynen M, van der Mei HC, Bolen CML, et al, Uno studio in vivo sull'influenza della rugosità superficiale degli impianti sulla microbiologia della placca sopra e sottogengivale, H Dent Res . 72: 1304-1309,1993.3. Quirynen M, Bolen CML, Willems G, et al, Paragone delle caratteristiche superficiali di sei monconi in titanio commercialmente puro, Int. J Oral Maxillofac impianti, 9: 71-76, 1994.4.Renouard F, Armoux JP, Sarment DP, impianti di diametro cinque millimetri senza un collare superficie liscia: Relazione su 98 piazzamenti consecutivi, Int J Oral Maxillofac Implants, 14: 101-107 , 1999.5.Abrahamsson io, Berglundh T, J Wennstrom, Lindhe J, i tessuti duri e molli peri-implantari a diversi sistemi di impianto. Uno studio comparativo nel cane, Clin impianti orali Res 7: 212-219, 1996.6.Quirynen M, van Steenerghe D batterica colonizzazione della parte interna di impianti a due stadi. Uno studio in vivo. Clin impianti orali Res. 4: 158-161, 1993.7.Lekholm U, Zarb GA. La selezione dei pazienti e la preparazione. In: Branemark P-I, Zarb GA, Albrektsson T (eds).