Tác giả:
Preeti Satheesh Kumar 

Satheesh Kumar KS

Vyoma Venkatesh Grandhi

Vrinda Gupta 

Biên dịch và xuất bản bởi PTD Đất Việt

Link bài viết gốc: tại đây!

Tóm tắt

Đặt vấn đề:

Đã có nhiều tuyên bố được đưa ra về tác động của topography bề mặt implant đối với sự tích hợp xương. Sự phát triển của topography bề mặt implant đều dựa trên thực nghiệm, do đó đòi hỏi nhiều thử nghiệm in vitro và in vivo. Hầu hết các thử nghiệm này không được tiêu chuẩn hóa, như sử dụng những bề mặt khác nhau, số lượng tế bào khác nhau hoặc mô hình động vật khác nhau. Vai trò chính xác của tính chất hóa học và topography bề mặt đối với các diễn biến sớm trong quá trình tích hợp xương của implant nha khoa vẫn chưa được hiểu rõ.

Mục tiêu:

Mục tiêu của nghiên cứu này là xem xét những tuyên bố chính được đưa ra liên quan đến tác động của topography bề mặt Implant titanium đối với sự tích hợp xương. Tốc độ tích hợp xương của các implant titanium liên quan đến thành phần và độ nhám bề mặt của chúng. Các phương pháp khác nhau được sử dụng để làm tăng độ nhám bề mặt hoặc áp dụng lớp phủ có tính dẫn xương cho các implant titanium đã được xem xét. Những kết quả quan trọng được đề cập và những tranh cãi ở thời điểm hiện tại được nhắc đến trong bài báo này.

Phương pháp:

Bài báo này xem xét nhiều tài liệu nghiên cứu được liệt kê trong Hệ thống Phân tích và Truy xuất Tài liệu Y học Trực tuyến (Medical Literature Analysis and Retrieval System Online) cũng như các thông tin được trình bày trong các tài liệu nghiên cứu y sinh học và sách giáo trình. Các cách xử lý bề mặt bao gồm phun sương plasma titanium, thổi cát, xoi mòn acid, xoi mòn kiềm, anodize, phân tách polymer, chuyển đổi sol-gel. Đặc điểm hình thái và topography bề mặt tương ứng đã được mô tả.

Kết quả:

Nhiều nghiên cứu in vitro không thể dự đoán hoặc không có kết quả tương quan với nghiên cứu in vivo. Trong một số mô hình nuôi cấy tế bào, tăng topography bề mặt tỉ lệ thuận với tăng hoạt động của các tiền nguyên bào tạo xương. Nhiều nghiên cứu cho thấy sự tăng cường giao diện implant - xương (BIC) khi thực hiện tăng topography bề mặt implant.

Kết luận:

Tăng topography bề mặt implant cải thiện BIC và các tính chất cơ học của giao diện.

JMIR Biomed Eng 2019;4(1):e13237

doi:10.2196/13237

Từ khóa

giao diện implant (1); TPS (1); xoi mòn acid (1); xoi mòn kiềm (1); anodize (1); phân tách polymer (1); sol gel (1)

Giới thiệu

Việc thay thế răng bị mất bằng một bản sao nhân tạo, có tính chất gần giống với tự nhiên, đã là điều mà ngành nha khoa mong chờ suốt hàng ngàn năm. Sự khám phá tình cờ về mối liên kết mạnh mẽ giữa xương sống và các mô, hay còn được gọi là tích hợp xương, đã thúc đẩy ngành nha khoa bước vào kỷ nguyên mới của nha khoa tái tạo. Branemark và cộng sự [1] đã bắt đầu kỷ nguyên của cấy ghép nha khoa. Cho đến giờ, phương pháp này vẫn tiếp tục được phổ biến và thể hiện sự tin cậy, chỉ có hình dạng và bề mặt của các implant titanium được thay đổi theo thời gian [2-4]. Tương tác giữa các vật liệu sinh học tạo nên implant và môi trường sinh học diễn ra tại giao diện, và chúng bị ảnh hưởng bởi tính chất của vật liệu sinh học, chẳng hạn như tính chất hóa học, năng lượng, độ nhám và topography của bề mặt. Những tham số này đóng vai trò trong quá trình tích hợp implant vào trong mô xương, và do đó chúng đóng vai trò quan trọng cho quá trình tích hợp xương [5-7]. Quá trình tạo xương tại bề mặt implant bị ảnh hưởng bởi một số cơ chế. Một loạt các sự kiện diễn ra phối hợp, bao gồm sự tăng sinh tế bào, sự biến đổi của nguyên bào tạo xương và việc hình thành mô xương có thể bị ảnh hưởng bởi các đặc điểm bề mặt khác nhau. Trên lâm sàng, người ta tin rằng giao diện tiếp xúc implant - xương (BIC) là yếu tố quyết định quan trọng trong thành công lâu dài của các implant nha khoa. Do đó, việc tối đa hóa BIC và tích hợp xương đã trở thành mục tiêu của quá trình điều trị, được thực hiện bằng cách tăng độ nhám bề mặt implant. Thế hệ đầu tiên của các implant titanium trên lâm sàng, được gia công với bề mặt nhẵn, hiện đã tiến dần đến 50 năm tồn tại trên lâm sàng. Thế hệ thứ hai của các implant được sử dụng trên lâm sàng đã trải qua các biến đổi hóa học và hình thái, qua đó làm tăng topography bề mặt một cách vừa phải [8]. Bề mặt implant đóng vai trò quan trọng trong tương tác sinh học vì 2 lý do. Thứ nhất, bề mặt vật liệu thường khác biệt về thành phần và hình thái so với phần lõi vật liệu. Những khác biệt này xuất phát từ sự sắp xếp lại các phân tử, phản ứng bề mặt với môi trường và sự nhiễm bẩn. Thứ hai, vật liệu có thể hoặc không phát ra các chất độc hại hoặc hoạt chất sinh học. Do đó, tính chất của bề mặt hướng dẫn phản ứng sinh học [9-11]. Thách thức quan trọng trong cấy ghép nha khoa là thiết kế các vật liệu sinh học thúc đẩy quá trình tích hợp xương nhanh hơn và nhiều hơn trong khi tránh các phản ứng mô không mong đợi. Điều này đòi hỏi sự kiểm soát tương tác tại giao diện mô-implant một cách chọn lọc, nơi diễn ra một loạt các sự kiện phức tạp phụ thuộc vào các yếu tố tương hỗ, bao gồm tính chất hóa học của bề mặt. Bài đánh giá này tập trung vào các bề mặt và phương pháp khác nhau nhằm tăng tốc quá trình tích hợp xương của implant nha khoa. Các tính chất vật lý và hóa học của bề mặt implant được thảo luận liên quan đến đặc điểm sinh học và lâm sàng của chúng. Bài tổng quan tài liệu này cũng nhằm làm sáng tỏ và thu thập cái nhìn về topography bề mặt implant, việc này có thể có lợi cho cấy ghép nha khoa khi áp dụng vào trong thực tế.

Phương pháp

Tổng quan

Các tính chất bề mặt của implant titanium đóng vai trò quyết định trong sự tương tác phân tử, phản ứng tế bào và tái tạo xương. Ngày càng nhiều người công nhận rằng sự tương tác giữa các vật liệu sinh học và mô của vật chủ được kiểm soát bởi các đặc điểm ở mức độ nano. Các tế bào phát triển trên các khung ngoại tế bào có cấu trúc nano, và các sự kiện sinh học như truyền tín hiệu và tương tác tế bào-vật chất xảy ra ở mức độ nano. Các đặc điểm bề mặt ở mức độ nano có thể giúp tăng năng lượng bề mặt, từ đó tăng tính ướt của máu và sự lan trải, liên kết của fibrin với khung protein. Điều này qua đó giúp ích cho việc bám dính tế bào và tái tạo mô, đặc biệt ngay sau khi cấy ghép. Nó cũng trực tiếp ảnh hưởng đến sự tăng sinh tế bào, sự biệt hóa, sự sắp xếp và cuối cùng là tích hợp xương [10,12-18]. Hiện nay, có một số phương pháp thường được sử dụng để biến bề mặt nhẵn của implant nha khoa thành các bề mặt có topography ở mức độ nano. Một số phương pháp bao gồm việc thêm vật liệu vào bề mặt implant, tạo ra bề mặt lõm (profile lồi), và chúng được gọi là các phương pháp thêm vào để tăng diện tích bề mặt và cung cấp một bề mặt có tính chất đại thể phức tạp hơn, ví dụ như phun sương plasma titanium (TPS). Ngược lại, các phương pháp khác bao gồm việc loại bỏ vật liệu khỏi bề mặt titan, tạo ra các lỗ (profile lõm), được biết đến với tên gọi là phương pháp bớt đi, thay đổi microtopography hoặc kết cấu của bề mặt implant [19]. Một hoặc nhiều trong số các phương pháp này được sử dụng để tạo ra bề mặt đẳng hướng (tức là những điểm sần trên bề mặt được phân bố ngẫu nhiên để bề mặt giống nhau ở tất cả các hướng) hoặc bề mặt không đẳng hướng (tức là bề mặt có phương hướng). Việc xử lý bề mặt giúp cải thiện khả năng cố định vào xương [20]. Các phương pháp thêm vào xử lý bề mặt bằng cách thêm vật liệu khác lên bề mặt, hoặc chỉ ở ở lớp nông hoặc được tích hợp vào trong bề mặt, và chúng được phân loại thành nhóm phủ —TPS, phủ hydroxyapatite (HA) bằng phun plasma, phủ aluminum, phủ canxi phosphate (CaP) mô phỏng sinh học— và nhóm thấm vào. Các phương pháp bớt đi thông thường bao gồm phương pháp thổi cát với hạt cỡ lớn hoặc hạt ceramic, xoi mòn acid, và anodize. Textbox 1 thể hiện các cách để tạo độ nhám bề mặt implant nha khoa.

Phương pháp để tạo độ nhám bề mặt. Biến đổi cơ học Làm nhám bề mặt implant bằng cách phun sương plasma titan Làm nhám bề mặt implant bằng cách thổi cát Biến đổi hóa học Làm nhám bề mặt implant bằng cách xoi mòn acid Làm nhám bề mặt implant bằng cách xoi mòn kiềm Làm nhám bề mặt implant bằng cách anodize Làm nhám bề mặt implant bằng sol gel Làm nhám bề mặt implant bằng cách tách polymer Lớp phủ kháng sinh Liệu pháp tế bào gốc và biến đổi bề mặt Phun bi/ Bắn laser Photofunctionalization Lớp phủ phân tử sinh học Lớp đơn Tự hình thành trên bề mặt cấu trúc nano của Titanium Bề mặt implant được biến đổi bằng Fluoride

Textbox 1. Phương pháp để tạo độ nhám bề mặt.

Biến đổi cơ học

Làm nhám bề mặt Implant bằng phun sương plasma titan

Phương pháp này bao gồm việc phun bột titanium vào đèn plasma đang cháy ở nhiệt độ cao [21]. Các hạt titanium nóng chảy sẽ được bắn vào bề mặt implant, tại đó xảy ra hiện tượng ngưng tụ và kết tụ lại với nhau, hình thành lớp màng dày khoảng 30 μm. Độ dày lớp màng phải đạt đến 40-50 μm để đồng nhất [7]. Borsaria và cộng sự [22] đã so sánh phản ứng sinh học của các tế bào giống nguyên bào tạo xương với bề mặt implant có các độ nhám khác nhau, kết luận của nghiên cứu là bề mặt mới với độ nhám cực cao và lớp phủ dày như này tạo nên phản ứng sinh học tốt. Ở nghiên cứu tiền lâm sàng trên lợn, giao diện xương - implant hình thành nhanh hơn ở bề mặt được xử lý TPS so với bề mặt implant nhẵn [7].

Nghiên cứu cũng đã cho thấy rằng topography 3 chiều làm tăng độ bền kéo tại giao diện xương - implant. Sự tiếp xúc rộng và kế cận nhau giữa implant với bề mặt xương của vật chủ là điều kiện cần để duy trì tính ổn định ban đầu và hạn chế vi dịch chuyển của giao diện trong quá trình lành thương xương, nếu không việc đó có thể gây hại đến quá trình tích hợp xương. Ong và cộng sự [23] đã nghiên cứu in vivo về độ mạnh của giao diện xương - implant và diện tích tiếp xúc của bề mặt phun sương HA và phun sương plasma titan, với nhóm chứng là những implant titanium không có lớp phủ bề mặt. Độ bền của giao diện giữa xương với implant phủ lớp TPS được đề xuất là do xương phát triển vào trong bề mặt nhám của implant, qua đó tạo nên kết nối cơ học xương - implant, trong khi độ bền giao diện giữa xương với implant phủ lớp HA được đề xuất là do xương gắn kết vào bề mặt HA.

Đã có nhiều kỹ thuật được đề xuất để đính HA vào bề mặt implant, nhưng chỉ có kỹ thuật phun sương plasma là thành công trên những implant được thương mại.

Làm nhám bề mặt implant bằng cách Thổi cát

Thổi cát là kỹ thuật tạo nên lớp lỗ rỗ trên bề mặt implant bằng cách cho chúng va chạm với những hạt mức độ micro, như là ceramic, alumina, titanium oxide và CaP [7]. Những hạt ceramic được bắn thông qua một vòi phun tốc độ cao hoạt động bằng khí nén. Tùy vào kích thước của hạt ceramic mà ta có thể tạo ra nhiều mức độ nhám khác nhau trên bề mặt của implant titanium. Độ dày của lớp lỗ rỗ có thể được điều chỉnh bằng kích thước và phân bố của các hạt được bắn ra [25]. Wennerberg và cộng sự [26-30] đã chứng minh trong mô hình thí nghiệm trên thỏ rằng thổi cát với các hạt titania (TiO2) hay Al2O3 có kích thước khác nhau sẽ làm thay đổi topography của implant làm từ titanium nguyên chất, dẫn đến việc tăng sự hình thành xương tại giao diện implant. Những nghiên cứu này cũng chứng minh cho thấy việc thay đổi đặc tính bề mặt làm tăng kết nối vi cơ học của implant với xương khi được đo bằng thiết bị đo lực torque. TiO2, khi sử dụng dưới dạng cát thổi, đã cho thấy những kết quả tích cực trong nghiên cứu thực nghiệm, cụ thể là chúng làm tăng kết nối của implant với xương so với bề mặt nhẵn [31]. CaP, cũng như HA, beta-tricalcium phosphate, và hỗn hợp của chúng, cũng là vật liệu dùng trong thổi cát. Những vật liệu này tương hợp về mặt sinh học và có tính dẫn xương, Manoa và công sự [32], đã đạt được tính dẫn xương tốt hơn, nhờ vào phương pháp thổi cát sử dụng bột apatite lên trên bề mặt implant titanium. Implant được phủ một lớp bột apatite thường cho thấy đáp ứng xương nhanh hơn và tính dẫn xương tốt hơn so với implant không có lớp phủ. Bề mặt nhám tạo bởi việc thổi cát đã cho thấy giúp kích thích biểu hiện gene của nguyên bào xương, cũng như tăng hình thành xương và tăng cố định implant - xương, hoặc nói cách khác, là tăng tích hợp xương [33,34]. Mặc dù phản ứng viêm kèm theo cũng đã được báo cáo [35], tỉ lệ thành công tổng thể đạt yêu cầu, với đa số implant đạt được độ tích hợp xương và độ ổn định tốt tại thời điểm 1 năm sau phẫu thuật [25]. Trong những vật liệu thổi cát hiện có, alumina là loại được sử dụng thường xuyên nhất.

Biến đổi hóa học

Làm nhám bề mặt Implant bằng Xoi mòn Acid

Sự kết hợp của các acid mạnh hiệu quả trong việc tạo nên lớp mỏng các lõm sâu ở mức độ nano trên bề mặt titanium [25], có đường kính từ 0.5 đến 2 µm. Xoi mòi bằng các acid mạnh, như là HCl, H2SO4, HNO3 và đặc biệt là HF, là cần thiết để biến đổi bề mặt titanium thành bề mặt nhám [7]. Quá trình xoi mòn sau đó được ngưng lại bằng cách cho thêm nước vào. Các đĩa chứa implant sau đó được rửa thêm với ethanol trong bồn rung siêu âm trong 20 phút và sau đó được làm khô [36]. Varolia và cộng sự [36] đã chứng minh rằng bằng cách biến đổi các thông số xoi mòn như thành phần dung dịch, nhiệt độ và thời gian tiếp xúc, có thể điều chỉnh topography, độ dày của lớp oxide và năng lượng bề mặt của implant titanium được thương mại. Do đó, oxi hóa bằng hóa học với H2SO4 (đặc) hoặc H2O2 lỏng là phương tiện hiệu quả để đạt được các đặc điểm vật lý và hóa học khác nhau cho bề mặt implant. Yi và cộng sự [37] đã cho thấy việc oxi hóa bằng hóa học có kiểm soát cho bề mặt titanium bằng hỗn hợp H2SO4/H2O2 cho ra bề mặt có cấu trúc nano. Bề mặt nanotopography được tạo thành có ảnh hưởng đáng kể đến giai đầu của việc tạo xương trong nghiên cứu in vitro. Nghiên cứu cũng cho thấy bề mặt implant titanium được biến đổi có độ lỗ rỗ cao hơn và có bề mặt gồm các lõm mức độ nano, đường kính khoảng 20 - 22 nm và độ sâu khoảng 1.11 - 1.17 nm. Kính hiển vi quét nguyên tử cho thấy độ nhám bề mặt tăng gấp 3 lần. Độ dày của lớp oxide trên bề mặt titanium đã được xử lý ước tính khoảng ~32-40 nm [21].

HF được biết đến với khả năng cao trong việc hòa tan lớp bảo vệ trên bề mặt titanium, chủ yếu cấu thành bởi TiO2. Do đó, hỗn hợp của HF và HNO3 đã được sử dụng để tạo cấu trúc bề mặt ở mức độ micro [33,38]. Đồng thời, nghiên cứu cũng cho thấy việc tích hợp fluoride vào trong bề mặt implant làm tăng sự biệt hóa nguyên bào xương, qua đó làm tăng tính tích hợp xương của implant [39]. Tuy nhiên, việc nhiễm fluoride đã được biết đến là có ảnh hưởng hai mặt đến phản ứng mô của vật chủ [40]. Ngoài ra, xoi mòn với hai acid là HCl là H2SO4 nung nóng trên 100 °C đã tạo topography bề mặt giúp bám dính khung fibrin và tăng bám dính tế bào tạo xương [21]. Nhiều nghiên cứu lâm sàng đã cho thấy xoi mòn acid (acid-etched [AE]) implant đã có kết quả thành công trên người, với hình ảnh x-quang cho thấy mức độ tái tạo xương tăng hơn so với khi sử dụng implant bề mặt nhẵn.

Làm nhám bề mặt Implant bằng Xoi mòn Kiềm (Sodium Hydroxide, Potassium Hydroxide, và NaFl2)

Xử lý bằng Sodium hydroxide (NaOH) tạo ra các cấu trúc nano titanium ở ngoài bề mặt implant [41]. Xử lý với dung dịch NaOH cho ra lớp muối sodium titanate hydrogel, lớp này được chuyển thành lớp sodium titanate vô định hình khi nung nóng ở 600 °C. Lớp titanate gel này cho phép quá trình tích tụ HA. Quá trình này cũng có thể thấy ở các kim loại khác, như là zirconium và aluminum [42]. Titanium oxide nanotube được biến đổi hóa học bằng NaOH để tăng tốc độ hình thành tinh thể HA ở trong dung dịch mô phỏng cơ thể (simulated body fluid [SBF]). Cả sự thay đổi về tính chất hóa học và topography đều đã được nhận thấy [41,43]

Làm nhám bề mặt Implant bằng Anodize

Anodize là một trong những kỹ thuật thường xuyên được sử dụng để tạo cấu trúc nano với đường kính bé hơn 100 nm trên bề mặt implant titanium. Điện áp và dòng điện một chiều (dòng điện galvanic) được sử dụng để làm dày lớp oxide trên bề mặt implant. Cấu trúc titanium đóng vai trò là anode trong quá trình này, trong khi lớp platinum trơ đóng vai trò là cathode. Anode và cathode kết nối với nhau bởi dây đồng và được gắn vào cực dương cực âm của nguồn điện 30 Volts/3 Amperes. Dung dịch hydrogen fluoride pha loãng (ở nồng độ 0.5 wt% hoặc 1.5 wt%) được sử dụng làm dung môi. Sau đó, dung môi acid mạnh sẽ hòa tan lớp oxide, tạo thành mô hình theo dòng điện galvanic. Do đó, thông qua quá trình điều chỉnh điện áp và mật độ dòng điện, có thể điều chỉnh đường kính của nanotube và khoảng cách giữa chúng [25]. Kim và cộng sự [45] đã kết luận rằng mức độ lỗ rỗ và độ nhám bề mặt được mong đợi có thể đạt được bằng việc điều chỉnh các thông số của quá trình anodize, như là điện áp, nồng độ dung dịch và mật độ dòng điện. Thông qua quá trình oxi hóa anode, có thể tạo lớp oxide vô định hình hoặc oxide tinh thể, phụ thuộc vào điện áp và dung môi được sử dụng [13,45]. Ercan và cộng sự [46] tin rằng phương pháp anodize có thể tạo ra cấu trúc nanotubular tân tiến, ảnh hưởng đến nồng độ và cấu trúc của các protein hấp phụ để thay đổi tương tác với tế bào. Nhiều nghiên cứu đã cho thấy so với titanium truyền thống, titanium nanotubular được anodize cho thấy sự tăng bám dính nguyên bào xương, tăng sản xuất osteocalcin, tăng hoạt động của alkaline phosphatase và tăng hấp thụ fibronectin [47,48]. Kết quả cũng cho thấy rằng khi đấy các nguyên bào xương được phân bố rộng, qua đó tăng sự hình thành của các khoáng chất chứa calcium trên nanotubular titanium được anodize {49]. Bề mặt được anodize dẫn đến sự gia tăng mạnh mẽ của phản ứng xương, với giá trị về mặt cơ sinh học và hình thái mô học cao hơn so với bề mặt implant nhẵn [7]. Tỉ lệ thành công cao hơn về mặt lâm sàng cũng được nhận thấy khi sử dụng titanium implant được anodize so với implant bề mặt nhẵn hoặc tương tự [50]. Tổng cộng 2 cơ chế đã được đề ra để giải thích cho sự tích hợp xương này: cơ chế lưu cơ học thông qua sự phát triển của xương trên các lỗ rỗ và lưu vi hóa học [51,52]. Các điều chỉnh về thành phần hóa học của lớp titanium oxide này đã được thử nghiệm bằng cách thêm vào magnesium, calcium, sulfur hoặc phosphorus. Kết quả được tìm thấy rằng việc thêm magnesium vào trong lớp titanium oxide dẫn đến lực torque lớn hơn so với các ion khác [7,52].

Làm nhám bề mặt implant bằng Sol Gel (Titania, Calcium Orthophosphates, Hydroxyapatite, hoặc Silica Coatings)

Sol gel là kỹ thuật được sử dụng rộng rãi để tạo lớp phủ kết tinh trên bề mặt implant, như TiO2, calcium orthophosphates (CaPO4), HA, Silica, và TiO2 [53-56]. Kỹ thuật sol-gel bao gồm sự phát triển của mạng lưới phân tử vô cơ mức độ nano trong pha lỏng liên tục thông qua sự hình thành của hỗn hợp keo, sau đó hỗn hợp này sẽ trải qua quá trình gel hóa. Trong một quá trình sol - gel điển hình, hỗn hợp keo, hay còn gọi là sol, được tạo thành từ quá trình thủy phân và trùng hợp các muối kim loại vô cơ hoặc hỗn hợp hữu cơ kim loại, như là kim loại kiềm. Sự trùng hợp hoàn toàn và sự bay hơi của dung môi dẫn đến sự biến đổi phase sol lỏng thành phase gel rắn. Một lớp màng mỏng có thể được tạo thành trên hỗn hợp bằng cách quay hoặc nhúng. Hỗn hợp gel ướt sẽ được hình thành khi mà sol được đổ vào trong khuôn, và gel ướt này sau khi được làm khô và nung nóng sẽ biến đổi thành ceramic đặc. Một vật liệu có tính lỗ rỗ cao và mật độ cực thấp được gọi là aerogel được hình thành nếu như dung môi trong gel ướt được loại bỏ trong điều kiện nhất định. Sợi ceramic có thể được lấy ra từ sol khi mà độ nhớt của sol đạt mức yêu cầu. Bột ceramic đồng nhất và siêu mịn được hình thành qua hiện tượng kết tủa, nhiệt phân hoặc qua kỹ thuật tạo nhũ tương. Sau một số điều kiện nhất định, vật liệu có cấu trúc nano được hình thành.

Phủ lớp TiO2 trên titanium đã được sử dụng để tăng khả năng chống ăn mòn của titanium. Trên thực tế, một lớp màng oxide rất mỏng (dày tối đa chỉ khoảng 10 nm) được phủ trên bề mặt titanium trong môi trường nước. Lớp màng này đóng vai trò quan trọng trong việc quyết định tính tương hợp sinh học và chống ăn mòn của implant titanium [60,61]. Người ta cũng nhận thấy rằng tính chống ăn mòn tăng lên tỉ lệ thuận với độ dày của lớp oxide [61-63], do đó đã có nhiều phương pháp được sử dụng để tạo lớp TiO2 dày trên vật liệu titanium, như là anodize, oxi hóa nhiệt và kỹ thuật sol-gel.

Phủ lớp CaP giúp tạo bề mặt có tính dẫn xương cho implant titanium. Sau khi cắm, sự hòa tan của lớp phủ CaP ra xung quanh vùng implant làm tăng lực liên kết ion và nồng độ ion trong máu, dẫn đến sự lắng đọng của các tinh thể nano apatite sinh học lên bề mặt implant. Lớp apatite sinh học này kết hợp với protein và tăng sự bám dính của các tiền nguyên bào xương, là những tế bào giúp tạo khung ngoại tế bào cho mô xương. Ngoài ra, nghiên cứu cũng cho thấy tế bào tiêu hủy xương, còn gọi là hủy cốt bào, có khả năng hòa tan lớp phủ CaP theo con đường enzyme và tạo những lỗ rỗ trên bề mặt lớp phủ. Ngoài ra, sự hiện diện của lớp phủ CaP trên kim loại thúc đẩy sự tích hợp xương của implant sớm hơn là bề mặt không có lớp phủ. Khó khăn hiện tại là tạo nên lớp phủ CaP có khả năng hòa tan ở tốc độ tương tự như tốc độ bám dính xương để đạt được sự tiếp xúc trực tiếp của xương với bề mặt implant.

Làm nhám bề mặt implant bằng cách tách Polymer

Tách polymer là kỹ thuật đang nhận được sự quan tâm, bởi vì đó có kỹ thuật giúp tạo topography trên quy mô lớn với chi phí rẻ. Bằng cách kiểm soát nồng độ polymer và tính chất của polymer mà các kiểu topography khác nhau có thể được tạo ra, như dạng hố, đảo hay dạng dải băng với độ sâu và đường kính tùy chọn. Tỷ lệ các polymer được sử dụng ảnh hưởng đến hình dạng của topography, và nồng độ của polymer trong dung dịch ảnh hưởng đến kích thước topography. Hỗn hợp 2 polymer sẽ được quay tốc độ cao để sự phân tách phase diễn ra, giúp cho topography đồng đều khắp bề mặt, và hình dạng của chúng dược quyết định bởi sự lựa chọn polymer, dung môi, xúc tác, các thông số trong lúc quay. Sự biến thiên của topography đã cho thấy ảnh hưởng lên sự phản ứng của tế bào. Phương pháp này có thể kiểm soát không chỉ là hình dáng topography mà còn là phạm vi kích thước topography như là ở mức độ nano (10-100 nm). Những đặc điểm được tạo thành bởi phương pháp này đã cho thấy sự sắp xếp không trật tự về mặt không gian, nhưng giúp đạt được độ chính xác theo chiều dọc. Dù vậy, các đặc điểm mức độ nano được tạo ra bởi phương pháp tách polymer thường thể hiện các đặc điểm mức độ micro ở một hay hơn một mặt phẳng, và chúng cũng có tính chất hóa học khác nhau. Kỹ thuật này được chứng minh là giúp tăng bám dính, tăng trưởng, biệt hóa khung xương tế bào và biểu hiện gen ở bề mặt implant titanium [59,63,64]

Lắng đọng Khí hơi Hóa học

Lắng đọng khí hơi hóa học là quá trình diễn ra các tương tác hóa học giữa những hợp chất ở thể khí và bề mặt implant, dẫn đến sự lắng đọng của các hợp chất không bay hơn trên bề mặt [65]. Bề mặt này sau đó được nung ở nhiệt độ cao để các hợp chất này phân hủy, dẫn đến sự bám vào của sản phẩm hóa học. Quá trình lắng đọng khí hơi này thường diễn ra trong buồng hút chân không. Nếu không có phản ứng hóa học nào được diễn ra, quá trình này sẽ được gọi là Lắng đọng khí hơi vật lý; còn nếu có thì được gọi là lắng đọng khí hơi hóa học. Trong quá trình lắng đọng khí hơi hóa học, nhiệt năng nung nóng khí trong buồng kín. dẫn đến phản ứng lắng đọng. Lớp màng tinh thể TiO2 dày với kích thước tinh thể dưới 30 nm, cũng như các hạt tinh thể nano với kích thước dưới 10 nm, được tạo thành từ phương pháp này [66,67]. Bề mặt được tạo ra bởi phương pháp này giúp tăng bám dính của nguyên bào xương trong khi giảm thiểu sự bám dính của nguyên bào sợi [68]. Topography của implant dùng để cải thiện giao diện mô - abutment phần lớn vẫn chưa được khám phá. Cũng cần lưu ý rằng những implant hiện có mặt trên thị trường khác nhau về topography ở mức độ micro, thiết kế và thành phần lõi. Do đó khó có thể đưa ra kết luận cụ thể chỉ với những dữ liệu rời rạc liên quan đến bề mặt topography mà thôi. Dù vậy, với những ví dụ về bề mặt implant hiện có và nuôi cấy tế bào, mô học và dữ liệu lâm sàng gợi ý rằng việc biến đổi bề mặt tạo ra lợi ích to lớn để giải quyết vấn đề tích hợp xương nhanh trên bề mặt implant.

Lớp phủ Kháng sinh

Lớp phủ kháng sinh trên bề mặt đã được nghiên cứu để đề phòng nhiễm trùng vùng phẫu thuật. Gentamycin, cùng với lớp HA, có thể được phủ lên bề mặt implant, đóng vai trò là kháng sinh dự phòng tại chỗ, cùng với kháng sinh toàn thân dùng trong phẫu thuật implant. Nghiên cứu đã cho thấy môi trường acid và hiếm khí có thể ngăn chặn sự bám dính của các vi khuẩn như Streptococcus mitis và Actinomyces oris {69].

Liệu pháp Tế bào Gốc và Biến đổi Bề mặt

Biến đổi bề mặt của implant titanium tạo ra hình thái mức độ nano cho thấy giúp tăng tái tạo xương trong nghiên cứu in vivo. Đã có nhiều nghiên cứu quan sát xác nhận rằng hình thái mức độ nano thúc đẩy sự phát triển của các tế bào gốc. Ngoài ra, sự sắp xếp phù hợp của các nanotube TiO2, cụ thể nằm ở đường kính 15 nm theo chiều dọc, giúp tăng phân bố và biệt hóa các tế bào gốc trung mô của chuột (MSCs) thành các tế bào tạo xương. Đáng chú ý là, đường kính 15 nm tạo nên khoảng cách như mong đợi của các thụ thể integrin trong phức hợp fluorapatite. Ở người trưởng thành, nguyên bào xương được tạo thành từ tế bào gốc trung mô (MSC) ở trong tủy sống. Đây là một tế bào đa năng, không thuộc dòng tế bào máu, tính chất giống tế bào gốc, có khả năng biệt hóa thành dòng nguyên bào xương và dòng không phải là nguyên bào xương, qua đó tăng sự tạo xương và tích hợp xương [69-71].

Phun bi/ Bắn Laser

Phun bi là kỹ thuật giống như thổi cát, cụ thể là bề mặt vật liệu sẽ bị bắn bởi các hạt hình cầu nhỏ, mỗi hạt tiếp xúc với bề mặt sẽ tạo nên một lõm nhỏ. Bắn laser bao gồm việc dùng tia laser cường độ cao (5-15 GC/cm2) có kích thước nano (10-30 ns) bắn vào lớp sơn bảo vệ trên bề mặt kim loại. Những implant được xử lý bằng quy trình này thể hiện mô hình bề mặt có vô số lỗ nhỏ như tổ ong [71].

Photofunctionalization

Việc xử lý bằng tia UV lên bề mặt implant làm thay đổi tính chất của TiO2 trên bề mặt, giúp cải thiện hoạt tính sinh học và tích hợp xương. Thông qua việc tăng tương tác của các tế bào và protein lên bề mặt implant ở mức độ tế bào, tia UV được tin rằng sẽ giúp cải thiện tính dẫn xương. Xử lý bằng UV giảm lượng hydrocarbon trên bề mặt implant, tăng năng lượng bề mặt và tính dễ làm ướt bằng cách biến đổi bề mặt kỵ nước của implant thành ưa nước. Tia UV cũng được cho là làm tăng sự bám dính protein và tế bào lên bề mặt titanium, cũng như phục hồi lại hoạt tính sinh học bị mất đi theo thời gian. Xử lý bằng tia UV là phương pháp đơn giản và ít tốn kém cho mọi loại bề mặt implant [72,73].

Lớp phủ phân tử sinh học

Những lớp phủ phân tử sinh học có thể được sử dụng bao gồm: (1) Protein tạo hình xương (BMP), (2) yếu tố tăng trưởng không phải BMP, (3) peptides, và (4) khung ngoại tế bào. Màng biofilm đặc hiệu trên bề mặt quyết định cách bám dính tế bào, với protein đóng vai trò là nơi tiếp xúc cho sự bám dính. Vai trò này được thực hiện bởi các integrin, là những thụ thể xuyên màng đặc hiệu bám vào trong protein trên mặt phẳng sinh học của vật liệu và kết nối với khung xương tế bào qua các domain ngoại bào và nội bào. Nhìn chung, sự tương hợp sinh học của vật liệu implant có liên hệ mật thiết với khả năng bám dính của nguyên bào xương lên bề mặt của implant. Sự bám dính và trải rộng của nguyên bào xương trên bề mặt implant sẽ ảnh hưởng đến khả năng tăng sinh và biệt hóa của chúng. Những quá trình này là cần thiết cho liên kết cơ học bền vững và sự kết hợp hoàn toàn giữa mặt phẳng implant với mô xương mà không bị mô sợi chen vào.

Lớp đơn Tự hình thành trên Bề mặt Cấu trúc nano của Titanium

Sự phát triển gần đây của khoa học vật liệu nano đã tạo sự quan tâm lớn trong việc tìm hiểu ảnh hưởng của các tính chất mức độ nano lên hành vi của các phân tử sinh học. Cụ thể, nghiên cứu đã cho thấy sự bám dính tế bào được quyết định bởi cấu trúc nano đặc hiệu của vật liệu sinh học [74]. Lớp đơn phân tử tự hình thành là một phương pháp nổi trội trong việc thay đổi hoạt tính bề mặt. Lớp đơn phân tử tự hình thành nền Thiol (Thiol-based self-assembled monolayers - SAMs) trên bề mặt kim loại, chủ yếu là vàng, đã được nghiên cứu sâu rộng và dùng làm mô hình mẫu cho rất nhiều ứng dụng. Nhìn chung, những SAMs có trật tự cao như này có thể thay đổi mức năng lượng electron, tính kỵ nước và tính bám dính, đồng thời chúng cũng tạo ra bề mặt có nhóm chức năng hóa học. Với bề mặt oxide, một loạt các phân tử, bao gồm alkyl trichlorosilane, phosphonates, và carboxylic acids, có thể được gắn lên trên bề mặt, tạo nên lớp màng không có trật tự không bằng với alkanethiols trên bề mặt vàng. Sự quan tâm gần đây đổ dồn vào nhóm chức năng hữu cơ trên bề mặt oxide của tantalum, titanium và các hợp kim liên quan trong nhóm vật liệu sinh học dùng cho implant. Với mục đích trên, chuỗi phosphoric acid có gốc tận cùng là alkyl đã là ứng viên sáng giá cho việc tạo nên lớp SAMs cho những vật liệu trên bởi tính liên kết hóa học mạnh của chúng với bề mặt oxide. Dù vậy, những hoạt động chức năng tương tự của kim loại titanium được thương mại, liên quan đến sự tạo thành của các implant sinh học, lại có góc tiếp xúc thấp [66].

Bề mặt implant được biến đổi bằng Fluoride

Nguyên tố fluoride đã được lựa chọn làm hợp chất biến đổi bề mặt vì tính đặc hiệu của nó khi tiếp xúc với mô được calci hóa và khi tiếp xúc với titanium. Fluoride đã được biết đến có ái lực cao với mô calci hóa, cũng đã được chứng minh là chất phòng ngừa sâu răng bằng cách bám với calcium, tạo nên calcium fluoride và fluorapatite, dẫn đến tăng sự ổn định của cấu trúc HA và chống lại sự tấn công của acid [67].

Khả năng dính với calcium của fluoride đã được sử dụng thành công trong việc điều trị các bệnh xương toàn thân, như là chứng loãng xương. Điều trị toàn thân với fluoride đã được báo cáo là giúp tăng mật độ bè xương và tăng nồng độ calci trong xương, giúp xương chắc khỏe hơn, có khả năng chịu tải lực và chống gãy tốt hơn. Đã có những chỉ định trong y văn rằng fluoride có tác động chủ yếu lên các tế bào tiền nguyên bào xương và các nguyên bào xương chưa biệt hóa, do đó fluoride có tác động ở mức tế bào ngoài những tác động lý hóa đã biết. Nghiên cứu cũng đã đề cập đến việc điều trị fluoride cho xương dẫn đến sự tăng cấp tính calcium nội sinh, qua đó cho thấy thêm bằng chứng về tác động ở mức tế bảo của fluoride [75]. Biến đổi bề mặt implant titanium bằng cách thêm fluoride vào lớp nông TiO2 có thể giúp tăng phản ứng xương của implant so với những implant không được biến đổi. Do đó, nghiên cứu đã sử dụng phương pháp biến đổi titanium bằng fluoride để tạo nên implant có tính chất sinh học tốt hơn. Sự nhám ở mức độ nano tạo nên bởi fluoride làm tăng hiệu ứng phát triển xương hơn so với việc biến đổi bề mặt ở mức độ nano bởi thổi cát,. Hiệu ứng nucleating đặc trưng được thấy khi titanium biến đổi fluoride được nhúng trong dung dịch hòa tan calcium và phosphate, giúp thu hút những ion đó bám vào bề mặt, dẫn đến sự hình thành tinh thể CaP [76].

Kết quả

Việc phủ bề mặt implant bằng rhBMP-2 và yếu tố tăng trưởng nội mô (VEGF) tái tổ hợp I65 (rhVEGFI65) ảnh hưởng đến sự tích hợp xương. Khi thử nghiệm tác động của lớp phủ, đã có 5 nhóm implant khác nhau:

1. Bề mặt AE (nhóm chứng);

2. Bề mặt được phủ CaP (nhóm CaP);

3. Bề mặt được phủ CaP kết hợp với rhBMP-2 (nhóm BMP);

4. Bề mặt được phủ CaP kết hợp với rhVEGFI65 (nhóm VEGF); và

5. Bề mặt được phủ CaP kết hợp với rhBMP-2+rhVEGFI65 (nhóm BMP+VEGF).

Khi xem xét sự tích hợp xương, chúng tôi đã thấy rằng nhóm BMP và BMP+VEGF đã cho thấy sự cải thiện đáng kể về mật độ thể tích xương so với nhóm chứng AE. Tất cả các implant được phủ CaP đều cải thiện đáng kể tỷ lệ BIC so với nhóm chứng AE sau 2 tuần. Tuy nhiên, nhóm BMP+VEGF không cải thiện đáng kể tỷ lệ BIC sau 4 tuần. Kết luận là bề mặt implant được phủ CaP theo cách mô phỏng sinh học, với cả BMP và VEGF, tăng cường mật độ thể tích xương nhưng không tăng tỷ lệ BIC [77].

Các loại implant có topography bề mặt cấu trúc micro được tạo bởi quy trình thổi cát/xoi mòn acid đã được tăng cường thêm về mặt sinh học bằng HA, peptide sinh học hoặc bất kỳ hoạt chất sinh học nào khác. Khi so sánh (1) bề mặt cấu trúc micro + HA + nồng độ thấp peptide sinh học (20 μg/mL), (2) bề mặt cấu trúc micro + HA, (3) bề mặt cấu trúc micro, và (4) bề mặt cấu trúc micro + HA + nồng độ cao peptide sinh học (200 μg/mL), các implant với 200 μg/mL peptide có giá trị trung bình cao nhất về BIC trực tiếp. Ngoài ra, phân tích mật độ xương đã cho thấy rằng các bề mặt implant có 20 μg/mL peptide cung cấp mật độ xương liền kề cao hơn so với các nhóm khác. Tuy nhiên, sự khác biệt giữa các nhóm lại không có ý nghĩa thống kê. Tác giả kết luận rằng việc tạo chức năng sinh học trên bề mặt implant có thể ảnh hưởng đến quá trình tích hợp xương xung quanh implant, đặc biệt là về khía cạnh mật độ xương [78].

Khi đánh giá để phân tích tác động của độ nhám bề mặt, bề mặt được xoi mòn 2 acid (độ nhám tối thiểu) có giá trị torque trên mô hình thỏ cao hơn so với khi thổi cát (độ nhám trung bình) và phun plasma (độ nhám cao), cho thấy rằng độ nhám cao không mang lại lợi ích gì [79,80].

Trong những năm gần đây, các nghiên cứu về tính chất độ nhám submicro, micro và nhám đã được đăng lên. Có vẻ rằng tất cả ba trường hợp đều đóng vai trò quan trọng trong việc tích hợp xương nói chung, với mỗi trường hợp tác động đến việc tạo xương ở mỗi thời điểm khác nhau. Các nghiên cứu in vitro đã đánh giá tác động của topography bề mặt lên việc tạo xương thông qua tính dẫn xương, bao gồm các bước hấp thụ protein, hình thành nút chặn fibrin, và tương tác tiểu cầu. Ví dụ, topography bề mặt được cải thiện nhờ thổi cát hoặc xoi mòn acid thể hiện lực lưu giữ fibrin lớn hơn đáng kể so với bề mặt nhẵn. Các bề mặt topography micro, được định nghĩa là những bề mặt có các đặc điểm ở phạm vi tiểu cầu (≤3 μm), thể hiện sự kích hoạt tiểu cầu cao hơn so với bề mặt nhẵn. Implant T3 mới (BIOMET 3i) có bề mặt giải quyết các khía cạnh khác nhau của việc tích hợp xương và môi trường quanh implant. Phần thân của implant có topography micro tương tự như implant OSSEOTITE được xoi mòn, bao gồm những đặc điểm submicro nằm trong các hố có đường kích 1-3 μm, xung quanh là bề mặt có độ nhám thấp tối thiểu (Sa <1.0 μm). Từ phần nền của cổ đến chóp, implant T3 có độ nhám tăng dần. Bề mặt cấu trúc ba mức độ kết hợp của implant bao gồm các đặc điểm submacro của các hạt tinh thể nano CaP trong các hố 1-3 μm, nằm trên bề mặt topography có độ nhám vừa (Sa ~1.4 μm). Bề mặt phần chóp được thiết kế để tăng tích hợp xương. Do đó, các đặc điểm bề mặt như trên đã được nghiên cứu để đánh giá tác động tiềm năng của chúng đối với việc hình thành xương mới và độ bền của giao diện xương-implant tại các thời điểm khác nhau: độ nhám mức độ nano để khởi đầu quá trình tích hợp xương, bề mặt được xoi mòn 2 acid cho quá trình tích hợp xương tiếp theo và các tính chất micro, nhám cho việc khóa xương lâu dài. Kết quả lâm sàng sơ bộ cho thấy kết quả đáng khích lệ trên các loại xương và vị trí khác nhau. Tuy nhiên, cần thêm quá trình theo dõi trước khi có thể rút ra kết luận cuối cùng về bề mặt implant này.

Hơn nữa, có thể thấy rằng các implant titanium được biến đổi bằng fluoride tăng cường sự biểu hiện của yếu tố phiên mã Runt-1 (RUNX-2), osterix, collagen loại I, sialoprotein của xương và tăng cường hoạt động của alkaline phosphatase. Ngoài ra, biến đổi bằng fluoride tăng cường tính chất của titanium liên quan đến khả năng gây đông máu, thúc đẩy hoạt động fibrinogen và đông máu nhanh chóng, dẫn đến sự bám fibrin mật độ thấp hơn, thúc đẩy sự di chuyển của nguyên bào xương đến bề mặt implant trong nghiên cứu in vivo [81].

Thảo luận

Đặc tính bề mặt đóng vai trò quan trọng trong hiệu suất sinh học của implant. Các tính chất cơ học, như module Young, và độ bền mỏi, được quyết định chủ yếu bởi khối lượng vật liệu và sự tương tác hóa học, sinh học giữa vật liệu với mô vật chủ. Những tương tác này có liên hệ chặt chẽ với tính chất bề mặt vật liệu. Các tương tác bao gồm những sự kiện diễn ra từ sớm, như là sự liên kết của các phân tử nước, ion và các phân tử sinh học, cũng như sự khoáng hóa tại bề mặt implant. Do đó bề mặt ban đầu là kết quả của những tương tác sớm này với lớp được hoạt hóa, trên đó sẽ xảy ra sự tương tác của các tế bào. Đây được coi là một trong những yếu tố quyết định sự tái tạo mô xung quanh implant [8]. Có một nguyên tắc chung được đồng ý rộng rãi rằng implant có bề mặt nhám sẽ có khả năng tích hợp  xương nhanh hơn nhiều so với implant có bề mặt nhẵn, với độ nhám tối ưu nằm trong khoảng 1-1 OpM. Điều này có thể là do implant có bề mặt trơn dễ bị bao phủ bởi sợi collagen hơn so với implant có bề mặt nhám [82]. Bao phủ bởi sợi collagen là sự hình thành của một túi collagen tuần hoàn máu kém xung quanh implant, dẫn đến thất bại của việc tích hợp xương. Có nhiều yếu tố có thể gây ra hiện tượng này, bao gồm phản ứng viêm kéo dài, thiếu tuần hoàn máu ở vị trí cấy ghép, và sự di trú hoặc bám dính thấp của nguyên bào xương lên bề mặt implant [83]. Kết quả cuối cùng của hiện tượng này là mô không gắn trực tiếp vào bề mặt implant, để lại một khoảng trống giữa bao sợi và implant, lấp đầy bởi dịch. Khoảng trống này tạo ra một môi trường lý tưởng cho vi khuẩn xâm nhập và nhiễm trùng kéo theo, dẫn đến sự tiêu xương qua phản ứng viêm kéo dài.

Bề mặt nhám cũng có lớp titanium oxide dày hơn, đây là lớp thể hiện tính chất của các hạt bề mặt được cho là có tác động cộng hưởng đến các mô xung quanh, thúc đẩy sự bám dính. Có sự đồng thuận rộng rãi rằng bề mặt implant nhám có tiềm năng tích hợp xương tốt hơn so với bề mặt implant nhẵn. Tuy nhiên, có nhiều phương pháp để tạo ra bề mặt titan nhám, và đã có nhiều thảo luận trong y văn để tìm ra phương pháp tạo ra các bề mặt tối ưu hóa cho việc tích hợp xương. Độ nhám bề mặt có thể được chia thành 3 cấp độ tùy thuộc vào quy mô của các đặc điểm: macro, micro và nano. Cấp độ macro được định nghĩa là cấp độ có các đặc điểm topography trong khoảng từ milimet đến hàng chục micron. Quy mô này có liên quan trực tiếp đến hình thể của implant, với implant dạng vít và được xử lý bề mặt lỗ rỗ mức độ macro mang lại độ nhám bề mặt hơn 10 micron. Dạng microtopographic của implant được định nghĩa có độ nhám bề mặt trong khoảng từ 1-10 um. Khoảng nhám này tối đa hóa sự liên kết giữa xương và bề mặt của implant [7,26,84]. Ở mức độ nano, bề mặt topography có nhiều kết cấu hơn sẽ làm tăng năng lượng bề mặt. Nanotopography cũng có thể ảnh hưởng trực tiếp đến sự tăng sinh và biệt hóa của tế bào, cũng như phía trên có đề cập rằng cấu trúc kiểu nano có thể điều chỉnh hành vi của tế bào [25,61,85-88]. Tính lặp lại và đồng nhất là 2 yếu tố chính để xác định cấu trúc nano của bề mặt implant, nhưng những thông số này khó định lượng và được coi là các thông số hình thái học định tính. Nếu cấu trúc nano không rõ ràng (không có khuôn mẫu, không có các hạt, và kết cấu không đáng kể) hoặc không đồng nhất và không lặp lại, bề mặt nên được coi là nanosmooth. Thổi cát là một trong những phương pháp phổ biến nhất để làm nhám bề mặt implant titanium. Sự tích hợp xương tăng lên đã được xác nhận bởi Rasmusson và cộng sự [89], người đã nghiên cứu tính chất sinh xương của bề mặt titanium được thổi cát. Wennerberg và cộng sự [7,26,30] cũng đã chứng minh vớ mô hình thỏ rằng thổi cát với các hạt TiO2 hoặc Al2O3 cho kết quả tương tự về BIC, nhưng giúp tăng đáng kể sự cố định cơ học so với titanium nhẵn. Những nghiên cứu này đã cho thấy rằng lực torque tăng theo độ nhám bề mặt của các implant trong khi các giá trị tương đương liên quan sự ghép xương được nhận thấy. Tuy nhiên, Aparicio và cộng sự [34] đã chỉ ra một số đặc điểm liên quan đến việc xử lý bề mặt implant bằng thổi cát alumina có thể gây trở ngại cho quá trình tích hợp xương, như sự tách rời của các hạt trong quá trình lành thương và bị hấp thu bởi mô xung quanh. Việc sử dụng HA để làm nhám bề mặt implant đã được báo cáo là mang lại tỷ lệ tương tự về sự tích hợp xương xung quanh implant ngang bằng với các kỹ thuật khác, nhưng HA có lợi thế là có thể được hấp thu tại chỗ. Tuy nhiên, một số nghiên cứu in vitro và in vivo [7,26,30,89] đã gợi ý rằng các bề mặt titanium được xử lý bằng thổi cát thúc đẩy sự biệt hóa của nguyên bào xương và do đó, tăng tích hợp xương. Các tế bào từ cả các dòng nguyên bào xương và xương hàm từ các loài khác nhau được nuôi trồng trên các bề mặt titanium xử lý bằng thổi cát đã được báo cáo là tăng biểu hiện của RNA thông tin và protein đặc hiệu của nguyên bào xương, cũng như tăng khoáng hóa so với các tế bào được nuôi trồng trên bề mặt nhẵn. Tương tự như vậy, các microimplant được xử lý bằng thổi cát ở người đã được chứng minh là tăng sự tích hợp xương so với các implant nhẵn được cắt máy [90].

Một phương pháp xử lý bề mặt implant titanium khác đã được báo cáo giúp tăng khả năng tích hợp xương là xoi mòn acid. Xoi mòn acid thường được sử dụng kết hợp với thổi cát trong sản xuất implant. Cho và cộng sự [91] đưa ra giả thuyết rằng xoi mòn acid hóa học đơn thuần bề mặt implant titan có tiềm năng tăng cường tích hợp xương mà không thêm vào các chất rắn khác (ví dụ: TPS hoặc HA) hoặc nhúng các chất gây ô nhiễm bề mặt (ví dụ: cát thổi). Một số nhà nghiên cứu [92] đã báo cáo rằng các hạt cát thổi có thể vẫn bị ép vào vật liệu implant, và chúng có thể là tác nhân gây ra sự phá hủy mô. Nghiên cứu của họ cho thấy rằng các implant AE nhám có lực torque khi vặn ngược cao hơn so với các implant có bề mặt nhẵn, điều này suy ra rằng xòi mòn acid hóa học bề mặt implant có khả năng tích hợp xương cao hơn so với các bề mặt implant nhẵn [91]. Lima và cộng sự [93] thiết kế một nghiên cứu để đo lường sự tích hợp xương sử dụng 3 phương pháp xử lý bề mặt khác nhau: Lưới fibrin, thổi cát, và xoi mòn axcid, và họ kết luận rằng nhìn chung, các bề mặt AE cho thấy tích hợp xương trung bình cao hơn so với các bề mặt lưới fibrin. Một nghiên cứu do Bana và cộng sự [94] tiến hành cho thấy rằng xoi mòn bằng acid sulfuric đậm đặc là cách hiệu quả để biến đổi bề mặt titan cho những ứng dụng sinh học. Guo và cộng sự [68] so sánh tính dẫn xương và biểu hiện gen đặc hiệu của xương trong các tế bào dính vào các bề mặt implant titanium tinh khiết thương mại được xử lý bằng thổi cát TiO2 so với implant được thổi cát TiO2 và xoi mòn bằng HF (TiO2/HF). Họ kết luận rằng với chỉ số marker cho tích hợp xương, mức tăng của RUNX-2 trong các tế bào dính vào các bề mặt TiO2/HF cho thấy rằng việc xử lý HF thêm vào của các bề mặt đã được thổi cát TiO2 giúp tăng tính dẫn xương của bề mặt. Xoi mòn bằng acid mạnh đã được chứng minh là làm cho titanium giòn hơn do hydro, dẫn đến khả năng có các vết nứt nhỏ trên bề mặt, làm giảm tính toàn vẹn cấu trúc của implant và cuối cùng là dẫn đến thất bại của implant. Tuy nhiên, các implant AE đã có kết quả được chứng minh lâm sàng, do đó chúng vẫn được sử dụng [95]. Phủ bề mặt bằng plasma của HA hoặc titanium là một trong những phương pháp hiệu quả nhất trong việc tạo nên lớp phủ bề mặt, qua đó tăng độ nhám bề mặt. Dung dịch CaP kém ổn định cung cấp tính sinh học tuyệt vời cho lớp phủ composite HA/YSZ/Ti-6Al-4V, có khả năng kích thích sự hình thành và tăng trưởng của apatite giống xương trên bề mặt implant. Các lớp phủ HA thúc đẩy sự tăng sinh tế bào tốt hơn. Theo Liu và cộng sự [96], độ bám dính của HA trên hợp kim titanium giảm dần theo thời gian ngâm trong dung dịch SBF. Sau khi ngâm trong dung dịch SBF, các lớp phủ HA trở nên yếu do sự suy giảm liên kết giữa các lớp hoặc liên kết trong lớp phủ. Tuy nhiên, Knabe và cộng sự [97] đã phát hiện ra rằng bề mặt titanium được phun plasma có độ nhám cao nhất so với deep profile (bề mặt được xoi mòn acid và thổi cát), và trong một thử nghiệm in vitro, lớp phủ HA có tiếp xúc xương ít hơn so với các biến đổi bề mặt khác. Một số báo cáo cho thấy rằng tính chất cơ học của HA có thể được cải thiện đáng kể bằng cách thêm vào zirconia ổn định bằng yttria. Các lớp phủ HA được gia cố bằng zirconia có hiệu suất tốt hơn về độ bền liên kết và giảm sự tan rã của các implant titanium. Trong cùng một khoảng thời gian (4 tuần sau khi ngâm trong dung dịch SBF), lớp phủ composite HA/YSZ/Ti-6Al-4V cho thấy độ bền kéo giảm khoảng 27,7%, so với các lớp phủ HA là khoảng 78,8% [98]. Đã có báo cáo rằng xương mới hình thành nhiều hơn, và xương mới phát triển nhanh hơn vào các lỗ trên bề mặt của các implant được phun plasma kiềm biến đổi, điều này có thể có lợi trong việc giảm thời gian lành thương lâm sàng và do đó cải thiện tỷ lệ thành công của implant. Kim và cộng sự [60] kết luận rằng lớp phủ HA được sử dụng để tăng cường hoạt tính sinh học và tính dẫn xương của vật liệu titanium, và lớp trung gian TiO2 được thêm vào để cải thiện độ bền liên kết giữa lớp phủ HA và vật liệu titanium, cũng như để ngăn chặn sự xoi mòn của vật luệu. Phương pháp sol-gel được ưa chuộng vì tính đồng nhất hóa học, tạo ra diện tích bề mặt cao chỉ trong một bước, tạo ra lớp phủ sau cùng có kích thước hạt nhỏ, nhiệt độ tinh thể hóa thấp, và khả năng sản xuất hàng loạt [60]. Cordioli và cộng sự [79] báo cáo không có lợi ích nào khi tăng nhám bề mặt ở tuần thứ 4 trong một mô hình RTQ, cụ thể là chứng minh rằng bề mặt AE kép (độ nhám tối thiểu) có giá trị RTQ cao hơn đáng kể so với thổi cát (độ nhám vừa phải) và phun plasma (độ nhám cao). Những kết quả này phù hợp với những kết quả của Klokkevold và cộng sự [80], người đã đo lường lực torque khi vặn ngược (reverse torque - RTQ) cho các implant AE kép và các implant có bề mặt độ nhám vừa phải 1 tháng sau khi cấy trong xương đùi thỏ. Nghiên cứu sau đó bao gồm các thời điểm thử nghiệm khác cho lực torque khi vặn ngược và cho thấy rằng các implant có bề mặt độ nhám cao hơn có kết quả RTQ cao hơn đáng kể ở 2 và 3 tháng sau khi cấy. Các tác giả cho rằng lực torque khi vặn ngược cao hơn do bề mặt độ nhám vừa phải có độ sâu của topography và thể tích rỗng theo đó, cho phép xương phát triển vào trong để tạo lưu cơ học. Trong những năm gần đây, các nghiên cứu về các tính chất độ nhám submicron, micron và nhám đã được trình bày. Có vẻ như tất cả 3 mức độ đều đóng vai trò quan trọng trong quá trình tích hợp xương nói chung, với mỗi mức độ giải quyết sự hình thành xương ở các thời điểm khác nhau. Các nghiên cứu in vitro đã đánh giá ảnh hưởng của topography bề mặt đến sự hình thành xương thông qua tính dẫn xương, bao gồm các bước hấp thu protein, giữ cục máu đông và tương tác tiểu cầu. Becker và cộng sự [99] nghiên cứu sự hình thành xương trên các implant được xử lý bằng thổi cát và xoi mòn acid (nhóm chứng), tăng cường bề mặt bằng acid chromosulfuric (nhóm CSA), và phủ sinh học bằng protein người tái tổ hợp (rhBMP-2) - nhóm BMP-A: rhBMP-2 được gắn kết không bằng liên kết cộng hóa trị (596 ng/cm2); nhóm BMP-B: rhBMP-2 được gắn kết bằng liên kết cộng hóa trị (819 ng/cm2) - implant được đặt trong xương hàm và xương đùi của chó. Sau 4 tuần lành thương, các giá trị BIC xuất hiện cao nhất cho nhóm BMP-B, theo sau đó là BMP-A, CSA, và nhóm chứng ở cả xương hàm và xương đùi. Wikesjo và cộng sự [100] nghiên cứu xem việc hấp thu rhBMP-2 lên bề mặt implant oxide titanium có lỗ rỗ (TPO) có làm tăng hay tăng tốc sự hình thành xương tại chỗ và hỗ trợ tích hợp xương ở phía sau xương hàm dưới (xương loại II) ở chó hay không. Một nghiên cứu tương tự do Wikesjo và cộng sự tiến hành để đánh giá sự hình thành xương tại chỗ và tích hợp xương ở phía sau của xương hàm trên (xương loại IV) được phân tích ở 8 con khỉ trưởng thành. Các tác giả kết luận rằng bề mặt TPO được phủ rhBMP-2 tăng cường sự hình thành xương tại chỗ ở xương loại IV theo mối quan hệ phụ thuộc vào liều ở đối tượng loài linh trưởng không phải người, dẫn đến sự tích hợp xương đáng kể.

Nikolidakis và cộng sự [101] nghiên cứu ảnh hưởng của yếu tố tăng trưởng beta 1 (TGF-beta 1) đến quá trình lành thương xương sớm xung quanh implant được cấy vào xương đùi của dê. Các tác giả kết luận rằng liều thấp của TGF-beta 1 có ảnh hưởng tiêu cực đến sự tích hợp xương của implant trong giai đoạn lành thương sớm sau khi cấy ghép. Schouten và cộng sự [102] nghiên cứu ảnh hưởng của thiết kế implant, tính chất bề mặt, và TGF-beta 1 đến phản ứng xương xung quanh implant, kết quả cho thấy sự cải thiện rõ rệt của phản ứng xương đối với implant titanium có thể được đạt được bằng cách thêm vào lớp phủ CaP bằng phương pháp phun plasma. Việc bổ sung lớp phủ TGF-beta 1 1 μg chỉ có tác dụng nhỏ. Phản ứng tế bào đối với implant titanium được biến đổi bằng fluoride đã được đánh giá trong các mô hình nguyên bào xương khác nhau sử dụng MSCs từ nhiều nguồn gốc khác nhau, các nguyên bào xương được nuôi ban đầu, các dòng tế bào không biến đổi (MC3T3-E1), hoặc các dòng tế bào ung thư xương (MG63). Các mô hình tế bào khác nhau, thời điểm phân tích, hoặc cách sản xuất implant có thể giải thích sự khác biệt trong kết quả được báo cáo. Do đó, mặc dù một số nghiên cứu đã báo cáo tăng sinh của tế bào trên implant titanium được biến đổi bằng fluoride, một số nghiên cứu khác lại không thấy thế [103,104]. Trong dung dịch, fluoride đã được chứng minh là kích thích sự biệt hóa tế bào xương, nhưng tác dụng của nó thay đổi tùy thuộc vào giai đoạn biệt hóa của tế bào; do đó, ion fluoride chủ yếu tác động lên các tế bào tiền nguyên bào xương hoặc các nguyên bào xương chưa biệt hóa hơn là các nguyên bào xương đã biệt hóa. Ngoài ra, một số nghiên cứu thấy sự bám dính cao hơn trên các implant titanium được biến đổi bằng fluoride so với nhóm chứng; các nghiên cứu khác thì không thấy sự khác biệt. Về vấn đề này, điều quan trọng là phải bao gồm tầm quan trọng của topography bề mặt khi thảo luận về số lượng tế bào gắn kết trên các bề mặt, vì việc sửa đổi bề mặt titanium bằng HF bị ảnh hưởng bởi nồng độ HF, thời gian tiếp xúc, và topography bề mặt ban đầu. Cũng như thế, sự khác biệt trong kết quả phân tích biểu hiện gen cũng có thể được giải thích bằng sự khác biệt về độ nhám hoặc thành phần hóa học của các bề mặt được sử dụng trong các nghiên cứu khác nhau.

Do đó, tương lai của nha khoa cấy ghép nên tập trung vào mục đích phát triển các bề mặt có topography hoặc tính chất hóa học được kiểm soát và tiêu chuẩn hóa. Đã có nhiều phương pháp khác nhau được mô tả để biến đổi bề mặt titanium bằng các phương pháp cơ học và hóa học. Biến đổi bề mặt implant titanium trong xương tăng cường sự hình thành giao diện xương tạo ra, được đo bằng BIC. Cách tiếp cận này là cách duy nhất để hiểu các tương tác protein, tế bào, và mô với bề mặt implant. Những chiến lược xử lý này cuối cùng nên tăng cường quá trình tích hợp xương của implant nha khoa cho sự thành công lâu dài của chúng.

Xung đột lợi ích

Không có xung đột lợi ích nào được công bố

Các từ viết tắt

AE: xoi mòn acid

BIC: tiếp xúc implant - xương

BMP: protein tạo hình xương

CaP: calcium phosphate

CSA: chromosulfuric acid

HA: hydroxyapatite

MSC: tế bào gốc trung mô

NaOH: sodium hydroxide

RTQ: lực torque khi vặn ngược ở thỏ

RUNX-2: yếu tố phiên mã Runt-1

SAM: lớp đơn phân tử tự hình thành

SBF: dung dịch mô phỏng cơ thể

TGF-beta 1: yếu tố tăng trưởng beta 1

TiO2: titania

TPO: titanium oxide lỗ rỗ

TPS: phun sương plasma titanium

VEGF: yếu tố tăng trưởng nội mô

Tài liệu tham khảo

1. Brånemark PI, Adell R, Breine U, Hansson BO, Lindström J, Ohlsson A. Intra-osseous anchorage of dental prostheses. I. Experimental studies. Scand J Plast Reconstr Surg 1969;3(2):81-100. [Medline]

2. Epifanov NS. [Pioneer of higher medical education in Siberia (on the 125th anniversary of the birth of E. G. Salishchev)]. Sov Zdravookhr 1976(7):76-79. [Medline]

3. Quirynen M, Bollen CM, Papaioannou W, van Eldere J, van Steenberghe D. The influence of titanium abutment surface roughness on plaque accumulation and gingivitis: short-term observations. Int J Oral Maxillofac Implants 1996;11(2):169-178. [Medline]

4. Juodzbalys G, Sapragoniene M, Wennerberg A, Baltrukonis T. Titanium dental implant surface micromorphology optimization. J Oral Implantol 2007;33(4):177-185. [CrossRef] [Medline]

5. Albrektsson T, Brånemark PI, Hansson H, Lindström J. Osseointegrated titanium implants. Requirements for ensuring a long-lasting, direct bone-to-implant anchorage in man. Acta Orthop Scand 1981;52(2):155-170. [Medline]

6. Carinci F, Pezzetti F, Volinia S, Francioso F, Arcelli D, Marchesini J. Analysis of osteoblast-like MG63 cells response to a rough implant surface by means of DNA microarray. J Oral Implantol 2003;29(5):215-220. [Medline]

7. Le Guéhennec L, Soueidan A, Layrolle P, Amouriq Y. Surface treatments of titanium dental implants for rapid osseointegration. Dent Mater 2007 Jul;23(7):844-854. [CrossRef] [Medline]

8. Palmquist A, Omar M, Esposito M, Lausmaa J, Thomsen P. Titanium oral implants: surface characteristics, interface biology and clinical outcome. J R Soc Interface 2010 Oct 6;7(Suppl 5):S515-S527 [FREE Full text] [CrossRef] [Medline]

9. Smith D, Pilliar R, Metson J, McIntyre N. Dental implant materials. II. Preparative procedures and surface spectroscopic studies. J Biomed Mater Res 1991 Sep;25(9):1069-1084. [CrossRef] [Medline]

10. Kieswetter K, Schwartz Z, Dean DD, Boyan BD. The role of implant surface characteristics in the healing of bone. Crit Rev Oral Biol Med 1996;7(4):329-345. [Medline]

11. Ratner B, Johnston A, Lenk T. Biomaterial surfaces. J Biomed Mater Res (A1) 1987;21:59-90. [Medline]

12. Lavenus S, Ricquier JC, Louarn G, Layrolle P. Cell interaction with nanopatterned surface of implants. Nanomedicine (Lond) 2010 Aug;5(6):937-947. [CrossRef] [Medline]

13. Lavenus S, Louarn G, Layrolle P. Nanotechnology and dental implants. Int J Biomater 2010 Jun 16;2010(12):915327 [FREE Full text] [CrossRef] [Medline]

14. Yim EK, Reano RM, Pang SW, Yee AF, Chen CS, Leong KW. Nanopattern-induced changes in morphology and motility of smooth muscle cells. Biomaterials 2005 Sep;26(26):5405-5413. [CrossRef] [Medline]

15. Webster TJ, Ejiofor JU. Increased osteoblast adhesion on nanophase metals: Ti, Ti6Al4V, and CoCrMo. Biomaterials 2004 Aug;25(19):4731-4739. [CrossRef] [Medline]

16. Variola F, Vetrone F, Richert L, Jedrzejowski P, Yi JH, Zalzal S, et al. Improving biocompatibility of implantable metals by nanoscale modification of surfaces: an overview of strategies, fabrication methods, and challenges. Small 2009 May;5(9):996-1006. [CrossRef] [Medline]

17. Dorozhkin S. Nanodimensional and nanocrystalline apatites and other calcium orthophosphates in biomedical engineering, biology and medicine. Materials 2009 Nov 27;2(4):1975-2045. [CrossRef]

18. Palin E, Liu H, Webster T. Mimicking the nanofeatures of bone increases bone-forming cell adhesion and proliferation. Nanotechnology 2005;16:1828-1835. [CrossRef]

19. Wennerberg A, Albrektsson T. Effects of titanium surface topography on bone integration: a systematic review. Clin Oral Implants Res 2009 Sep;20(Suppl 4):172-184. [CrossRef] [Medline]

20. Jokstad A, Braegger U, Brunski JB, Carr AB, Naert I, Wennerberg A. Quality of dental implants. Int Dent J 2003;53(6 Suppl 2):409-443. [Medline]

21. Shrestha S. Current concepts in biomaterials in dental implant. Sci Res 2014;2(1):7-12. [CrossRef]

22. Borsari V, Giavaresi G, Fini M, Torricelli P, Tschon M, Chiesa R, et al. Comparative in vitro study on a ultra-high roughness and dense titanium coating. Biomaterials 2005 Aug;26(24):4948-4955. [CrossRef] [Medline]

23. Ong JL, Carnes DL, Bessho K. Evaluation of titanium plasma-sprayed and plasma-sprayed hydroxyapatite implants in vivo. Biomaterials 2004 Aug;25(19):4601-4606. [CrossRef] [Medline]

24. Le Guéhennec L, Soueidan A, Layrolle P, Amouriq Y. Surface treatments of titanium dental implants for rapid osseointegration. Dent Mater 2007 Jul;23(7):844-854. [CrossRef] [Medline]

25. Bressan E, Sbricoli L, Guazzo R, Tocco I, Roman M, Vindigni V, et al. Nanostructured surfaces of dental implants. Int J Mol Sci 2013 Jan 17;14(1):1918-1931 [FREE Full text] [CrossRef] [Medline]

26. Wennerberg A, Albrektsson T, Andersson B, Krol JJ. A histomorphometric and removal torque study of screw-shaped titanium implants with three different surface topographies. Clin Oral Implants Res 1995 Mar;6(1):24-30. [Medline]

27. Wennerberg A, Albrektsson T, Andersson B. An animal study of cp titanium screws with different surface topographies. J Mater Sci Mater Med 1995 Feb;6(5):302-309. [CrossRef]

28. Wennerberg A, Albrektsson T, Lausmaa J. Torque and histomorphometric evaluation of cp titanium screws blasted with 25- and 75-microns-sized particles of Al2O3. J Biomed Mater Res 1996 Feb;30(2):251-260. [CrossRef] [Medline]

29. Wennerberg A, Ektessabi A, Albrektsson T, Johansson C, Andersson B. A 1-year follow-up of implants of differing surface roughness placed in rabbit bone. Int J Oral Maxillofac Implants 1997;12(4):486-494. [Medline]

30. Abron A, Hopfensperger M, Thompson J, Cooper LF. Evaluation of a predictive model for implant surface topography effects on early osseointegration in the rat tibia model. J Prosthet Dent 2001 Jan;85(1):40-46. [CrossRef] [Medline]

31. Ivanoff CJ, Hallgren C, Widmark G, Sennerby L, Wennerberg A. Histologic evaluation of the bone integration of TiO(2) blasted and turned titanium microimplants in humans. Clin Oral Implants Res 2001 Apr;12(2):128-134. [Medline]

32. Mano T, Ueyama Y, Ishikawa K, Matsumura T, Suzuki K. Initial tissue response to a titanium implant coated with apatite at room temperature using a blast coating method. Biomaterials 2002 May;23(9):1931-1936. [Medline]

33. Ellingsen JE, Johansson CB, Wennerberg A, Holmén A. Improved retention and bone-tolmplant contact with fluoride-modified titanium implants. Int J Oral Maxillofac Implants 2004;19(5):659-666. [Medline]

34. Berglundh T, Abrahamsson I, Albouy JP, Lindhe J. Bone healing at implants with a fluoride-modified surface: an experimental study in dogs. Clin Oral Implants Res 2007 Apr;18(2):147-152. [CrossRef] [Medline]

35. Stanford CM, Johnson GK, Fakhry A, Gratton D, Mellonig JT, Wanger W. Outcomes of a fluoride modified implant one year after loading in the posterior-maxilla when placed with the osteotome surgical technique. Appl Osseointegr Res 2006;5:50-55.

36. Nanci A, Wuest JD, Peru L, Brunet P, Sharma V, Zalzal S, et al. Chemical modification of titanium surfaces for covalent attachment of biological molecules. J Biomed Mater Res 1998 May;40(2):324-335. [Medline]

37. Yi J, Bernard C, Variola F, Zalzal SF, Wuest JD, Rosei F, et al. Characterization of a bioactive nanotextured surface created by controlled chemical oxidation of titanium. Surf Sci 2006 Oct;600(19):4613-4621. [CrossRef]

38. Ellingsen JE. Pre-treatment of titanium implants with fluoride improves their retention in bone. J Mater Sci Mater Med 1995 Dec;6(12):749-753. [CrossRef] [Medline]

39. Cooper LF, Zhou Y, Takebe J, Guo J, Abron A, Holmén A, et al. Fluoride modification effects on osteoblast behavior and bone formation at TiO2 grit-blasted cp titanium endosseous implants. Biomaterials 2006 Feb;27(6):926-936. [CrossRef] [Medline]

40. Bauer S, Schmuki P, von der Mark K, Park J. Engineering biocompatible implant surfaces. Prog Mater Sci 2013 Apr;58(3):261-326. [CrossRef] [Medline]

41. Mendonça G, Mendonça DB, Aragão FJ, Cooper LF. Advancing dental implant surface technology--from micron- to nanotopography. Biomaterials 2008 Oct;29(28):3822-3835. [CrossRef] [Medline]

42. Uchida M, Kim HM, Miyaji F, Kokubo T, Nakamura T. Apatite formation on zirconium metal treated with aqueous NaOH. Biomaterials 2002 Jan;23(1):313-317. [Medline]

43. Lakstein D, Kopelovitch W, Barkay Z, Bahaa M, Hendel D, Eliaz N. Enhanced osseointegration of grit-blasted, NaOH-treated and electrochemically hydroxyapatite-coated Ti-6Al-4V implants in rabbits. Acta Biomater 2009 Jul;5(6):2258-2269. [CrossRef] [Medline]

44. Yao C, Slamovich EB, Webster TJ. Enhanced osteoblast functions on anodized titanium with nanotube-like structures. J Biomed Mater Res A 2008 Apr;85(1):157-166. [CrossRef] [Medline]

45. Kim KH, Ramaswamy N. Electrochemical surface modification of titanium in dentistry. Dent Mater J 2009 Jan;28(1):20-36 [FREE Full text] [Medline]

46. Ercan B, Webster TJ. Greater osteoblast proliferation on anodized nanotubular titanium upon electrical stimulation. Int J Nanomedicine 2008;3(4):477-485 [FREE Full text] [Medline]

47. Yao C, Perla V, McKenzie JL, Slamovich EB, Webster TJ. Anodized Ti and Ti6Al4V possessing nanometer surface features enhance osteoblast adhesion. J Biomed Nanotechnol 2005 Mar 1;1(1):68-73. [CrossRef]

48. Rodriguez R, Kim K, Ong JL. In vitro osteoblast response to anodized titanium and anodized titanium followed by hydrothermal treatment. J Biomed Mater Res A 2003 Jun 1;65(3):352-358. [CrossRef] [Medline]

49. Yao C, Slamovich EB, Webster TJ. Enhanced osteoblast functions on anodized titanium with nanotube-like structures. J Biomed Mater Res A 2008 Apr;85(1):157-166. [CrossRef] [Medline]

50. Jungner M, Lundqvist P, Lundgren S. Oxidized titanium implants (Nobel Biocare TiUnite) compared with turned titanium implants (Nobel Biocare mark III) with respect to implant failure in a group of consecutive patients treated with early functional loading and two-stage protocol. Clin Oral Implants Res 2005 Jun;16(3):308-312. [CrossRef] [Medline]

51. Schüpbach P, Glauser R, Rocci A, Martignoni M, Sennerby L, Lundgren A, et al. The human bone-oxidized titanium implant interface: a light microscopic, scanning electron microscopic, back-scatter scanning electron microscopic, and energy-dispersive x-ray study of clinically retrieved dental implants. Clin Implant Dent Relat Res 2005;7(Suppl 1):S36-S43. [Medline]

52. Sul Y, Johansson C, Wennerberg A, Cho L, Chang B, Albrektsson T. Optimum surface properties of oxidized implants for reinforcement of osseointegration: surface chemistry, oxide thickness, porosity, roughness, and crystal structure. Int J Oral Maxillofac Implants 2005;20(3):349-359. [Medline]

53. Fröjd V, Linderbäck P, Wennerberg A, Chávez de Paz L, Svensäter G, Davies JR. Effect of nanoporous TiO2 coating and anodized Ca2+ modification of titanium surfaces on early microbial biofilm formation. BMC Oral Health 2011 Mar 8;11:8-9 [FREE Full text] [CrossRef] [Medline]

54. Nguyen H, Deporter D, Pilliar RM, Valiquette N, Yakubovich R. The effect of sol-gel-formed calcium phosphate coatings on bone ingrowth and osteoconductivity of porous-surfaced Ti alloy implants. Biomaterials 2004 Feb;25(5):865-876. [Medline]

55. Advincula MC, Petersen D, Rahemtulla F, Advincula R, Lemons JE. Surface analysis and biocorrosion properties of nanostructured surface sol-gel coatings on Ti6Al4V titanium alloy implants. J Biomed Mater Res B Appl Biomater 2007 Jan;80(1):107-120. [CrossRef] [Medline]

56. Afrooz L, Abdollah A, Aliasghar B. Sol-gel derived titania coating on titanium substrate. Iran J Pharm Res 2008;4(1):17-22 [FREE Full text] [CrossRef]

57. Chen X, Mao SS. Titanium dioxide nanomaterials: synthesis, properties, modifications, and applications. Chem Rev 2007 Jul;107(7):2891-2959. [CrossRef] [Medline]

58. Mansor AH, Ismail AB. Preparation of titanium dioxide (TiO2) thin films by sol gel dip coating method. Malay J Chem 2003;5:89-91.

59. Kumar PS, Kumar S, Savadi RC, John J. Nanodentistry: a paradigm shift-from fiction to reality. J Indian Prosthodont Soc 2011 Mar;11(1):1-6 [FREE Full text] [CrossRef] [Medline]

60. Kim HW, Koh YH, Li LH, Lee S, Kim HE. Hydroxyapatite coating on titanium substrate with titania buffer layer processed by sol-gel method. Biomaterials 2004 Jun;25(13):2533-2538. [Medline]

61. Vetrone F, Variola F, de Oliveira PT, Zalzal SF, Yi JH, Sam J, et al. Nanoscale oxidative patterning of metallic surfaces to modulate cell activity and fate. Nano Lett 2009 Feb;9(2):659-665. [CrossRef] [Medline]

62. Cabrini M, Cigada A, Rondelli G, Vicentini B. Effect of different surface finishing and of hydroxyapatite coatings on passive and corrosion current of Ti6Al4V alloy in simulated physiological solution. Biomaterials 1997 Jun;18(11):783-787. [Medline]

63. Brown R, Alias M, Fontana R. Effect of composition and thickness on corrosion behavior of TiN and ZrN thin films. Surf Coat Technol 1993;62:467-473. [CrossRef]

64. Vaquila I, Vergara L, PasseggiJr M, Vidal R, Ferron J. Chemical reactions at surfaces: titanium oxidation. Surf Coat Technol 1999;122:67-71. [CrossRef]

65. Dalby MJ, Riehle MO, Johnstone H, Affrossman S, Curtis AS. In vitro reaction of endothelial cells to polymer demixed nanotopography. Biomaterials 2002 Jul;23(14):2945-2954. [Medline]

66. Love JC, Estroff LA, Kriebel JK, Nuzzo RG, Whitesides GM. Self-assembled monolayers of thiolates on metals as a form of nanotechnology. Chem Rev 2005 Apr;105(4):1103-1169. [CrossRef] [Medline]

67. Rølla G, Ogaard B, Cruz R. Topical application of fluorides on teeth. New concepts of mechanisms of interaction. J Clin Periodontol 1993 Feb;20(2):105-108. [Medline]

68. Guo J, Padilla RJ, Ambrose W, De Kok IJ, Cooper LF. The effect of hydrofluoric acid treatment of TiO2 grit blasted titanium implants on adherent osteoblast gene expression in vitro and in vivo. Biomaterials 2007 Dec;28(36):5418-5425. [CrossRef] [Medline]

69. Tomsia AP, Lee JS, Wegst UG, Saiz E. Nanotechnology for dental implants. Int J Oral Maxillofac Implants 2013;28(6):e535-e546. [CrossRef] [Medline]

70. Variola F, Brunski JB, Orsini G, de Oliveira PT, Wazen R, Nanci A. Nanoscale surface modifications of medically relevant metals: state-of-the art and perspectives. Nanoscale 2011 Feb;3(2):335-353 [FREE Full text] [CrossRef] [Medline]

71. Parekh RB, Shetty O, Tabassum R. Surface modifications for endosseous dental implants. Int J Oral Implantol Clin Res 2012;3(3):116-121 [FREE Full text] [CrossRef]

72. Smeets R, Stadlinger B, Schwarz F, Beck-Broichsitter B, Jung O, Precht C, et al. Impact of dental implant surface modifications on osseointegration. Biomed Res Int 2016;2016 [FREE Full text] [CrossRef] [Medline]

73. Ogawa T. Ultraviolet photofunctionalization of titanium implants. Int J Oral Maxillofac Implants 2014;29(1):e95-102. [CrossRef] [Medline]

74. Balasundaram T, Webster TJ. A perspective on nanophase materials for orthopedic implant applications. J Mater Chem 2006;16:3737 [FREE Full text] [CrossRef]

75. Kassem M, Mosekilde L, Eriksen E. Effects of fluoride on human bone cells in vitro: differences in responsiveness between stromal osteoblast precursors and mature osteoblasts. Eur J Endocrinol 1994 Apr;130(4):381-386. [Medline]

76. Ellingsen JE. On the properties of surface modified titanium. In: Davies JE, editor. Bone Engineering. Georgia, United States: Em Squared Inc; 2000:183-189.

77. Ramazanoglu M, Lutz R, Ergun C, von Wilmowsky C, Nkenke E, Schlegel K. The effect of combined delivery of recombinant human bone morphogenetic protein-2 and recombinant human vascular endothelial growth factor 165 from biomimetic calcium-phosphate-coated implants on osseointegration. Clin Oral Implants Res 2011 Dec;22(12):1433-1439. [CrossRef] [Medline]

78. Barros RR, Novaes AB, Papalexiou V, Souza SL, Taba M, Palioto DB, et al. Effect of biofunctionalized implant surface on osseointegration: a histomorphometric study in dogs. Braz Dent J 2009;20(2):91-98 [FREE Full text] [Medline]

79. Cordioli G, Majzoub Z, Piattelli A, Scarano A. Removal torque and histomorphometric investigation of 4 different titanium surfaces: an experimental study in the rabbit tibia. Int J Oral Maxillofac Implants 2000;15(5):668-674. [Medline]

80. Klokkevold P, Johnson P, Dadgostari S, Caputo A, Davies J, Nishimura R. Early endosseous integration enhanced by dual acid etching of titanium: a torque removal study in the rabbit. Clin Oral Implants Res 2001 Aug;12(4):350-357. [Medline]

81. Thor A, Rasmusson L, Wennerberg A, Thomsen P, Hirsch J, Nilsson B, et al. The role of whole blood in thrombin generation in contact with various titanium surfaces. Biomaterials 2007 Feb;28(6):966-974. [CrossRef] [Medline]

82. Abron A, Hopfensperger M, Thompson J, Cooper LF. Evaluation of a predictive model for implant surface topography effects on early osseointegration in the rat tibia model. J Prosthet Dent 2001 Jan;85(1):40-46. [CrossRef] [Medline]

83. Ellingsen JE, Thomsen P, Lyngstadaas SP. Advances in dental implant materials and tissue regeneration. Periodontol 2000 2006;41:136-156. [CrossRef] [Medline]

84. Wennerberg A, Hallgren C, Johansson C, Danelli S. A histomorphometric evaluation of screw-shaped implants each prepared with two surface roughnesses. Clin Oral Implants Res 1998 Feb;9(1):11-19. [Medline]

85. Mendonça G, Mendonça DB, Simões LG, Araújo AL, Leite ER, Duarte WR, et al. The effects of implant surface nanoscale features on osteoblast-specific gene expression. Biomaterials 2009 Sep;30(25):4053-4062. [CrossRef] [Medline]

86. Dalby M, McCloy D, Robertson M, Agheli H, Sutherland D, Affrossman S, et al. Osteoprogenitor response to semi-ordered and random nanotopographies. Biomaterials 2006 May;27(15):2980-2987. [CrossRef] [Medline]

87. Dalby M, McCloy D, Robertson M, Wilkinson CD, Oreffo RO. Osteoprogenitor response to defined topographies with nanoscale depths. Biomaterials 2006 Mar;27(8):1306-1315. [CrossRef] [Medline]

88. Ehrenfest DM, Coelho PG, Kang BS, Sul YT, Albrektsson T. Classification of osseointegrated implant surfaces: materials, chemistry and topography. Trends Biotechnol 2010 Apr;28(4):198-206. [CrossRef] [Medline]

89. Rasmusson L, Kahnberg KE, Tan A. Effects of implant design and surface on bone regeneration and implant stability: an experimental study in the dog mandible. Clin Implant Dent Relat Res 2001;3(1):2-8. [Medline]

90. Ivanoff CJ, Hallgren C, Widmark G, Sennerby L, Wennerberg A. Histologic evaluation of the bone integration of TiO(2) blasted and turned titanium microimplants in humans. Clin Oral Implants Res 2001 Apr;12(2):128-134. [Medline]

91. Cho SA, Park KT. The removal torque of titanium screw inserted in rabbit tibia treated by dual acid etching. Biomaterials 2003 Sep;24(20):3611-3617. [Medline]

92. Darvell B, Samman N, Luk WK, Clark RK, Tideman H. Contamination of titanium castings by aluminium oxide blasting. J Dent 1995 Oct;23(5):319-322. [Medline]

93. D'Lima DD, Lemperle SM, Chen PC, Holmes RE, Colwell CW. Bone response to implant surface morphology. J Arthroplasty 1998 Dec;13(8):928-934. [Medline]

94. Ban S, Iwaya Y, Kono H, Sato H. Surface modification of titanium by etching in concentrated sulfuric acid. Dent Mater 2006 Dec;22(12):1115-1120. [CrossRef] [Medline]

95. Yokoyama K, Ichikawa T, Murakami H, Miyamoto Y, Asaoka K. Fracture mechanisms of retrieved titanium screw thread in dental implant. Biomaterials 2002 Jun;23(12):2459-2465. [Medline]

96. Liu R, Poon WY, Kwok CH, Chu PK, Ding C. Plasma surface modification of titanium for hard tissue replacements. Surf Coat Technol 2004;186(1-2):227-233. [CrossRef]

97. Knabe C, Klar F, Fitzner R, Radlanski RJ, Gross U. In vitro investigation of titanium and hydroxyapatite dental implant surfaces using a rat bone marrow stromal cell culture system. Biomaterials 2002 Aug;23(15):3235-3245. [Medline]

98. Gu YW, Khor KA, Pan D, Cheang P. Activity of plasma sprayed yttria stabilized zirconia reinforced hydroxyapatite/Ti-6Al-4V composite coatings in simulated body fluid. Biomaterials 2004 Jul;25(16):3177-3185. [CrossRef] [Medline]

99. Becker J, Kirsch A, Schwarz F, Chatzinikolaidou M, Rothamel D, Lekovic V, et al. Bone apposition to titanium implants biocoated with recombinant human bone morphogenetic protein-2 (rhBMP-2). A pilot study in dogs. Clin Oral Investig 2006 Sep;10(3):217-224 [FREE Full text] [CrossRef] [Medline]

100. Wikesjö UM, Xiropaidis A, Qahash M, Lim WH, Sorensen RG, Rohrer MD, et al. Bone formation at recombinant human bone morphogenetic protein-2-coated titanium implants in the posterior mandible (Type II bone) in dogs. J Clin Periodontol 2008 Nov;35(11):985-991. [CrossRef] [Medline]

101. Nikolidakis D, Meijer G, Oortgiesen D, Walboomers X, Jansen J. The effect of a low dose of transforming growth factor beta1 (TGF-beta1) on the early bone-healing around oral implants inserted in trabecular bone. Biomaterials 2009 Jan;30(1):94-99. [CrossRef] [Medline]

102. Schouten C, Meijer G, van den Beucken JJ, Spauwen P, Jansen J. Effects of implant geometry, surface properties, and TGF-beta1 on peri-implant bone response: an experimental study in goats. Clin Oral Implants Res 2009 Apr;20(4):421-429. [CrossRef] [Medline]

103. Guida L, Annunziata M, Rocci A, Contaldo M, Rullo R, Oliva A. Biological response of human bone marrow mesenchymal stem cells to fluoride-modified titanium surfaces. Clin Oral Implants Res 2010 Nov;21(11):1234-1241. [CrossRef] [Medline]

104. Isa Z, Schneider G, Zaharias R, Seabold D, Stanford C. Effects of fluoride-modified titanium surfaces on osteoblast proliferation and gene expression. Int J Oral Maxillofac Implants 2006;21(2):203-211. [Medline]

Copyright 

©Preeti Satheesh Kumar, Satheesh Kumar KS, Vyoma Venkatesh Grandhi, Vrinda Gupta. Originally published in JMIR Biomedical Engineering (http://biomedeng.jmir.org), 08.06.2019.