Une méthode d'essai mécanique améliorée pour évaluer Anchorage os-implant

Summary

Une méthode améliorée pour mécaniquement essai ancrage osseux sur les surfaces d'implants candidats est présentée. Cette méthode permet un alignement de la force de perturbation exactement perpendiculaire ou parallèle au plan de la surface de l'implant, et fournit un moyen précis pour diriger les forces de perturbation à une région périphérique à un implant exact.

Abstract

Les progrès récents en science des matériaux ont conduit à une augmentation substantielle de la complexité topographique des surfaces d'implants, à la fois sur un micro-et nano-échelle. Ainsi, les méthodes traditionnelles de décrire les surfaces des implants – à savoir les déterminants numériques de rugosité de surface – sont insuffisantes pour prédire les performances in vivo. Tests biomécaniques fournit une plate-forme précise et comparative pour analyser les performances des surfaces des biomatériaux. Procédé d'essai mécanique amélioré pour tester l'ancrage d'os à des surfaces d'implants candidats est présentée. La méthode est applicable à des stades précoces et plus tard de la guérison et peut être employé pour n'importe quelle gamme de surfaces chimiquement ou mécaniquement modifiés – mais pas les surfaces lisses. Implants personnalisée rectangulaires sont placés de manière bilatérale dans le fémur distal de rats Wistar mâles et recueillies avec l'os environnant. Les échantillons d'essai sont préparés et mis en pot en utilisant un nouveau moule de rupture et de la perturbationtest est réalisé en utilisant une machine d'essais mécaniques. Cette méthode permet un alignement de la force de perturbation exactement perpendiculaire ou parallèle au plan de la surface de l'implant, et fournit un moyen précis et reproductibles pour l'isolement d'une région périphérique à un implant pour le test exact.

Introduction

Évaluation de l'ancrage de l'os de surfaces d'implants endo-osseux a fait l'objet d'une attention considérable, pour lequel de nombreuses méthodes d'essais mécaniques ont été décrites ^1,2. Toutes ces méthodes imposent une force de perturber le modèle os / implant étant indépendants, et peuvent être regroupées en cisaillement, généralement présenté comme basculantes ou modèles gigognes ^{3,4, 3,5} inverser couple, et les types de traction ^{6, 7.} Communément à de tels tests, soit os ⁸ ou matérielles de l'implant (dans le cas des verres fragiles et céramiques ^9,10) est fracturé et, en supposant une forme d'ancrage a eu lieu, l'interface reste os / implant (au moins partiellement) intactes. Ces résultats expérimentaux signifie non seulement que la force nécessaire pour provoquer la rupture (ou l'interruption) du modèle n'est pas la force nécessaire pour séparer l'interface os / implant ^11,12, mais aussi que la surface complexe du plan de fracture créée peut être réfractaire àmesure précise. Néanmoins, de tels essais peuvent être cliniquement pertinentes, car elles fournissent une mesure comparative de la capacité des implants de dessins de surface différents pour être ancré dans l'os. Toutefois, il convient également de noter que de telles comparaisons ne sont valables que dans un modèle expérimental, tandis que les comparaisons entre les modèles expérimentaux sont multiples difficultés car les enquêteurs utilisent différentes espèces animales présentant soit lamellaire ou d'os tissé, tissu trabéculaire ou cortical modèles de guérison, et différent mécanique géométries et conditions d'essai.

Dans un effort pour déduire une mesure de la résistance à la traction de l'interface os / implant, de nombreux chercheurs ont utilisé la surface spécifique nominale de l'implant pour obtenir une valeur de "résistance à la traction", car la résistance à la traction est mesurée comme la force par unité de surface. Il s'agit clairement d'une approximation donnée, comme expliqué ci-dessus, que l'interface os / implant reste intacte dans la plupart des essais de perturbation emploiented. En outre la mesure de l'aire de surface des implants, en particulier des surfaces topographiquement complexes, est limitée par la résolution de la technique de mesure comme décrit par Ronald et al. ¹³ Toutefois, tel que revu par Brunski et al. ^Deux, lorsque l'aire de surface nominale d'un implant est pris en compte, les différences apparentes dans "résistance à la traction" associé à des conceptions différentes de la surface de l'implant sont annulés, ce qui suggère que les surfaces de l'implant avec une plus grande aire de surface fournissent de plus grandes zones de contact os / implant et donc nécessitent plus de force à la rupture du modèle. L'implication est donc que plus topographiquement complexe surfaces peuvent augmenter ostéogénèse de contact, qui se traduit par un plus grand contact de l'implant osseux (BIC) et résultant des valeurs de perturbation plus élevés dans les tests mécaniques. Ostéogénèse de contact est le produit de deux phénomènes distincts: ostéoconduction et la formation osseuse. En effet, nous avons montré que l'augmentation de l'ostéoconduction sur Topographequement surfaces complexes peut être quantifiée par la mesure de la résultante BIC ^14, et que ces surfaces se traduisent également par la rupture mécanique plus élevée des valeurs ^12.

Cependant, il est salutaire de noter que l'os péri-implantaire peut former par deux mécanismes. Dans les cellules de contact ostéogenèse d'origine mésenchymateuse migrer à la surface de l'implant (ostéoconduction), se différencier en cellules osseuses, et d'élaborer la matrice de novo de l'os sur la surface de l'implant (formation osseuse). La première matrice osseuse élaboré une ligne de ciment minéralisé comme on le voit dans l'os normal remodelage ¹⁵ (il ya beaucoup de confusion dans la littérature concernant cette structure biologique minéralisé qui est parfois considéré comme non-minéralisée ¹ ou est syncrétique avec toutes les interfaces os ¹⁶ – pour une discussion approfondie sur ce sujet voir Davies et Hosseini ^17). Ostéogénèse de contact est une condition essentielle pour le phénomène de l'osDe liaison, mais il est non essentiel pour la croissance osseuse ^18. La ligne de ciment minéralisée de l'os est mécaniquement plus faible que le compartiment de collagène minéralisée de l'os ^19. Ainsi, de façon intuitive, si l'interdigitation de ciment matricielle ligne avec des caractéristiques implant nano est comparé avec le tissu osseux en croissance dans les caractéristiques de l'implant macro puis serait, de façon raisonnable, être prévu la force mécanique nécessaire pour perturber l'ancien à être inférieure à celle-ci, et nous ont récemment démontré expérimentalement ^12.

Osseuse péri-implantaire peut également se former par l'ostéogenèse à distance. Dans ce cas, l'os est déposée sur la surface de l'os ancien et devient progressivement plus près de la surface de l'implant résultante dans une interface comprenant une matrice amorphe, et les restes de cellules ostéogéniques ^20. En général, l'ostéogenèse à distance est associée avec des surfaces d'implants lisses, ou usinées, endo-osseux et est souvent vu dans la guérison de l'os cortical, tandis que microtopographically surfaces complexes sont associés à des contacts ostéogénèse qui est plus typique de la guérison de l'os trabéculaire. Des modèles d'essai de traction à l'aide de surfaces d'implants lisses et la cicatrisation osseuse corticale ont été en mesure de tester les propriétés adhésives de la présente amorphe matrice biologique absent de l'ostéogenèse de contact associé avec des surfaces topographiquement complexes, et ont montré que la liaison dite "biochimiques" qui se produit fournit une composante mineure des valeurs de "résistance à la traction" rapportés avec des surfaces topographie complexe ^21. Au contraire, en utilisant un modèle de cicatrisation de l'os trabéculaire, Wong et al. ²² montrent une «excellente corrélation" entre l'implant rugosité de surface et push-out charge de rupture, et a indiqué que la liaison chimique effectivement joué un rôle négligeable dans l'ancrage de l'os de l'implant surface. S'il est probable que les deux contacts et l'ostéogenèse à distance se produisent, à des degrés divers, dans tous péri-impla endo-osseuxnt guérison compartiments, surfaces microtopographically complexes se sont montrés particulièrement avantageuses dans la guérison osseuse trabéculaire compartiments ^23. Ces derniers sont classés dans la classe III ou de classe IV os dans la littérature dentaire ^24.

Notre but a été de se concentrer sur les mécanismes de contact ostéogenèse et l'ancrage os / implant résultant qui peuvent en résulter dans un environnement de guérison osseuse trabéculaire. Ce mouillage, qui dépend de la topographie de la surface de l'implant (voir ci-dessus), peut intervenir à différents échelle-gammes. D'une part, seules les caractéristiques de l'implant sous-microniques sont impliqués dans l'os de liaison – comme décrit par interdigitation du ciment osseux matricielle ligne avec ces surfaces, et vus sur des verres bioactifs, des céramiques et des oxydes métalliques réticulée. D'autre part, le tissu osseux (parfois avec le système vasculaire de sang) peut se transformer en multi-micron, ou macro-échelle, les caractéristiques de l'implant surfaces ^18. Les deux cas, result dans une forme d'ancrage osseux à la surface de l'implant, bien que les mécanismes sont nettement différents. Cependant, un défaut commun de la plupart des méthodes d'essais mécaniques mentionnées ci-dessus est d'aligner la force de rupture dans un plan parfaitement perpendiculaire ou parallèle à celui de la surface de l'implant (selon que le mode de traction ou de cisaillement est employé). Nous rapportons ici un procédé qui permet de surmonter cette limitation.

Protocol

Une. Implant Conception, fabrication et traitement de surface Fabrication implants rectangulaires (dimensions 4 mm x 2,5 mm x 1,3 mm, longueur x largeur x hauteur) de titane commercialement pur (CpTI). Percer un trou au centre vers le bas l'axe longitudinal de l'implant (diamètre = 0,7 mm) pour faciliter la stabilité de l'implant à l'intérieur de début du site chirurgical et le test mécanique ultérieure (figure 1). Traiter les surfaces supérieure et inférieu…

Representative Results

Tous les animaux ont augmenté leur activité ambulatoire avec le temps après leur récupération après une chirurgie. C'est important parce que la charge a des effets différents sur les topographies de différentes gammes d'échelle, comme nous l'avons rapporté récemment 12. Une courbe force / déplacement représentant des spécimens d'essai suivantes essais mécaniques sont présentées sur la figure 9A, et les données moyennées pour chaque surface de l'implant e…

Discussion

Le modèle de test mécanique présenté ici concerne un procédé amélioré pour évaluer l'ancrage de l'os à des surfaces d'implants candidats, car elle permet une perpendiculaire précis, ou en parallèle, l'alignement de l'échantillon d'essai avec l'axe de la force de perturbation appliqué, et limite la zone de fracture à l'intérieur d'un demi-millimètre de la surface de l'implant. Le modèle est facilement intégrée dans les études comparant l'efficacité d'u…

Materials

Dulbecco’s Phosphate Buffer solution (DPBS)	Gibco Life Technologies, Burlington, ON, Canada	14190-250
10% neutral buffered formalin solution	Sigma-Aldrich Co. LLC., Canada	HT501128-4L
Custom-designed rectangular implants (commercially pure titanium; dimensions: 4mm x 2.5mm x 1.3mm with a 0.7mm hole drilled centrally down the long axis)	Biomet 3i, FL, USA	N/A
Custom-designed breakaway mould	Biomet 3i, FL, USA	N/A
Isoflurane	Baxter Internationl Inc.	N/A
Buprenorphine	Bedford Laboratories	N/A
10% betadine	Bruce Medical, MA, US	FR-2200-90
Scalpel	Almedic, Medstore, University of Toronto, Canada	2586-M36-0100
Scalpel blade #15 (sterile)	Magna, Medstore, University of Toronto, Canada	2586
Periosteal elevator #24G	Spectrum Surgical, OH, USA	EX7
Forceps	Almedic, Medstore, University of Toronto, Canada	7747-A10-108
Tissue forceps	Almedic, Medstore, University of Toronto, Canada	7722-A10-308
Scissors	Almedic, Medstore, University of Toronto	7603-A8-240
Absorbant Fabric General Purpose Drape (sterile)	Vitality Medical	1089
Gauze (non-sterile)	VWR	89133-260
Needles 25G X 5/8" (disposable)	BD, Canada	305122
Syringes (sterile)	VWR, Canada	CABD309653
Needle Driver	Almedic, Medstore, University of Toronto, Canada	A17-132
Dynarex Surgical gloves (sterile)	Amazon.com	2475
Surgical masks	Fisherbrand, Medstore, University of Toronto, Canada	296360759
0.9% sterile saline	House brand, Medstore, University of Toronto, Canada	1011-L8001
Hair clippers	Remington, US	N/A
4-0 Polysorb	Syneture	SL5627G
9mm Wound Clips	Becton Dickinson, MD, USA	427631
ImplantMED DU 900 and WS-75 dental hand piece	W&H Dentalwerk, Austria	DU1000US
1.3 mm twist drill	Brasseler, GA, USA	203.21.013
1.3 mm dental burr	Biomet 3i, FL, USA	custom
1.2 mm cylindrical side-cutting burr	Biomet 3i, FL, USA	custom
Cylindrical diamond burr	Brasseler, GA, USA	H1.21.014
High speed dental drilling system	Handpiece: KaVo Dental Corporation, IL, USA	N/A
	Handpiece Control: DCI International, OR, USA
99.5% Ultra Pure sucrose	BioShop Canada Inc., Burlington, ON, Canada	57-50-1
Flowable dental composite	Filtek Supreme Ultra Flowable Restorative, 3M ESPE, St Paul, Minnesota, USA	6033XW
Sapphire Plasma Arc high intensity curing light	Den-Mat Holdings, Santa Maria, CA, USA	N/A
Instron 4301 with 1000 N load cell	Instron, Norwood, MA, USA	N/A
Red Wolf 10lb nylon fishing line	Canadian Tire, Canada	78-3610-6
Leica Wild M3Z Stereozoom dissecting microscope	Leica, Heerbrugg, Switzerland	N/A
QImaging Micropublisher 5.0 RTV digital camera coupled with QCapture 2.90.1 acquisition software	QImaging, Surrey, BC, Canada	N/A
Electronic digital caliper	Fred V. Fowler Company, Inc., Newton, MA, USA	N/A
Mechanical testing instrument	Instron, Norwood, MA, USA	N/A