Una mejorada mecánica Método de ensayo para evaluar hueso implante Anchorage

Summary

Un método mejorado para mecánicamente prueba de fijación en el hueso a las superficies de implantes candidatos se presenta. Este método permite la alineación de la fuerza de perturbación exactamente perpendicular, o en paralelo, al plano de la superficie del implante, y proporciona un medio preciso para dirigir las fuerzas de la perturbación a una región peri-implante exacta.

Abstract

Los avances recientes en la ciencia de materiales han llevado a un aumento sustancial en la complejidad topográfica de superficies de implantes, tanto a micro y nanoescala. Como tales métodos tradicionales de describir la superficie de implantes – determinantes saber numéricos de rugosidad de la superficie – no son suficientes para predecir el rendimiento en vivo. Las pruebas biomecánicas proporciona una plataforma precisa y comparativa para analizar el rendimiento de las superficies de biomateriales. Un método de ensayo mecánico mejorado para probar el anclaje de hueso para superficies de implantes candidatos se presenta. El método es aplicable a las etapas tempranas y tardías de la curación y puede emplearse para cualquier gama de superficies químicamente o mecánicamente modificadas – pero no las superficies lisas. Implantes de encargo rectangulares se colocan bilateralmente en el fémur distal de ratas Wistar macho y se recogieron con el hueso circundante. Las probetas se preparan y macetas utilizando un nuevo molde separatista y la interrupciónprueba se llevó a cabo usando una máquina de ensayo mecánico. Este método permite la alineación de la fuerza de perturbación exactamente perpendicular, o en paralelo, al plano de la superficie del implante, y proporciona un medio preciso y reproducible para el aislamiento de una región peri-implante exacta para la prueba.

Introduction

Evaluación de anclaje de hueso a superficies de implantes endoóseos ha sido el foco de una atención considerable, para los que se han descrito muchos métodos de ensayos mecánicos ^1,2. Todos estos métodos imponen una fuerza para romper el modelo de hueso / implante que se emplea y se pueden agrupar en cizalla, por lo general se presenta como de expulsión o modelos extraíbles ^3,4, invierta torque ^{de 3,5,} y el tipo de tracción ^{6, 7.} Comúnmente en estos ensayos, ya sea de hueso ⁸ o material de implante (en el caso de los vidrios frágiles y cerámicas ^9,10) se fractura y, suponiendo que alguna forma de anclaje se ha producido, los restos de interfaz de hueso / implante (al menos parcialmente) intactos. Tales resultados experimentales significan no sólo que fuerza requerida causar fractura (o interrupción) del modelo no fuerza requerido separar interfaz hueso / implante ^11,12 sino que superficie complejo plano fractura creado puede ser refractarios amedición precisa. Sin embargo, tales pruebas pueden ser clínicamente relevante, ya que proporcionan un medidor de comparativo de la capacidad de implantes de diferentes diseños de superficie para ser anclado en el hueso. Sin embargo, también debe tenerse en cuenta que este tipo de comparaciones sólo son válidos dentro de un modelo experimental, mientras que las comparaciones entre los modelos experimentales son llena de dificultades ya que los investigadores utilizan diferentes especies animales que exhiben ya sea laminar o tejido óseo; hueso trabecular o cortical modelos de curación, y diferente mecánico geometrías y condiciones de ensayo.

En un esfuerzo para derivar una medición de la resistencia a la tracción de la interfase hueso / implante, muchos investigadores han utilizado el área de la superficie nominal del implante para derivar un valor de "resistencia a la tracción", desde resistencia a la tracción se mide como la fuerza por unidad de área. Esto es claramente una aproximación dada, como se explica más arriba, que la interfase hueso / de implante permanece intacto en muchas de las pruebas de interrupción empleaned. Además la medición de la superficie de implantes, particularmente superficies topográficamente complejas, está limitada por la resolución de la técnica de medición como se discute por Ronald et al. ¹³ Sin embargo, tal como fue revisado por Brunski et al. ^2, cuando el área de la superficie nominal de un implante se tiene en cuenta, las diferencias aparentes en la "resistencia a la tracción" asociado con diferentes diseños de superficie de implantes son negadas, lo que sugiere que las superficies de implantes con superficie superior proporcionan grandes áreas de contacto con el hueso / implante y por lo tanto requieren más fuerza para fracturar el modelo. Por tanto, la implicación es que más topográficamente complejo superficies pueden aumentar la osteogénesis de contacto, lo que resulta en un mayor contacto de implante óseo (BIC) y los valores resultantes de interrupción más altas en las pruebas mecánicas. Contacto osteogénesis es el producto de dos fenómenos distintos: osteoconducción y formación de hueso. De hecho, hemos demostrado que aumenta en osteoconducción en topógrafocamente superficies complejas pueden cuantificarse mediante la medición de la resultante BIC ^14, y de que dichas superficies también resultan en una mayor disrupción mecánica valores ^12.

Sin embargo, es beneficioso tener en cuenta que el hueso peri-implante puede formar por dos mecanismos. En las células de contacto de osteogénesis de origen mesenquimal migrar a la superficie del implante (osteoconducción), diferenciarse en células óseas, y elaborar la matriz de novo de hueso en la superficie del implante (la formación de hueso). La primera matriz ósea elaborado es una línea de cemento mineralizado como se ve en la remodelación ósea normal ¹⁵ (hay mucha confusión en la literatura referente a esta estructura biológica mineralizada que se piensa a veces para ser un-mineralizada ¹ o se syncretized con todas las interfaces en el hueso ¹⁶ – para una discusión completa sobre este tema ver Davies y Hosseini ^17). Contactar con osteogénesis es un requisito esencial para el fenómeno de la médulaDe unión, pero que no es esencial para el crecimiento óseo ^18. La línea de cemento mineralizado del hueso es mecánicamente más débil que el compartimiento de colágeno mineralizado del hueso ^19. Por lo tanto, intuitivamente, si la interdigitación de matriz de línea de cemento con características nano implante se compara con el tejido óseo en crecimiento en características de implante macro entonces sería, razonablemente, se espera que la fuerza mecánica requerida para interrumpir la primera a ser inferior a este último, y nos han demostrado recientemente este experimentalmente ^12.

Hueso peri-implante también se puede formar por la osteogénesis distancia. En este caso, el hueso se deposita sobre la superficie del hueso viejo y se hace cada vez más cerca de la superficie del implante resultante en una interfaz que comprende matriz amorfa y los restos de células osteogénicas ^20. En general, la osteogénesis distancia está asociado con superficies de implante lisas, o mecanizadas, endoóseos y se ve a menudo en la cicatrización de hueso cortical, mientras que microtopographically superficies complejas se asocian con osteogénesis de contacto que es más propio de la cicatrización del hueso trabecular. Modelos de ensayo de tracción utilizando superficies de implante lisas y la curación del hueso cortical han sido capaces de probar las propiedades adhesivas de esta amorfo ausente matriz biológica de la osteogénesis de contacto asociada con superficies topográficamente complejas, y han demostrado que la llamada unión "bioquímica" que se produce proporciona una componente menor de los valores de "resistencia a la tracción" reportados con superficies topográficamente complejas ^21. Por el contrario, utilizando un modelo de curación del hueso trabecular, Wong et al. ²² mostraron "una excelente correlación" entre el implante rugosidad de la superficie y empujar Salida carga de falla, e indicaron que la unión química de hecho jugó un papel insignificante en el anclaje de hueso para el implante superficie. Si bien es probable que tanto el contacto y la osteogénesis distancia se producen, en diferentes grados, en todos los peri-impla endoóseant compartimentos curación, superficies microtopographically complejos han demostrado ser particularmente ventajoso en la cicatrización ósea trabecular compartimientos ^23. Estos últimos se clasifican como Clase III o hueso Clase IV en la literatura dental ^24.

Nuestro propósito ha sido centrarse en los mecanismos de osteogénesis de contacto y la fijación en el hueso / implante resultante que puede sobrevenir en un ambiente de curación del hueso trabecular. Este anclaje, que depende de la topografía de la superficie del implante (ver más arriba), puede ocurrir en diferentes rangos de escala-. Por un lado, sólo las características de implante submicrométricas están implicados en el hueso de unión – como se describe por la interdigitación de la matriz de línea de cemento óseo con tales superficies, y vistos en vidrios bioactivos, cerámicas y óxidos de metal reticulado. Por otro, el tejido (a veces completo con vasos sanguíneos) del hueso puede crecer en varias micras o macro-escala, las características de las superficies del implante ^18. Ambos casos resULT en una forma de anclaje de hueso a la superficie del implante, aunque los mecanismos son claramente diferentes. Sin embargo, un defecto común de la mayoría de los métodos de pruebas mecánicas que se hace referencia más arriba es para alinear la fuerza de interrupción en un plano exactamente perpendicular, o en paralelo a la de la superficie del implante (dependiendo de si se emplea el modo de tracción o de cizallamiento). Se presenta aquí un método que supera esta limitación.

Protocol

1. Implante de Diseño, Fabricación y Tratamiento de Superficies Fabricación implantes rectangular (dimensiones 4 mm x 2,5 mm x 1,3 mm, longitud x anchura x altura) de titanio comercialmente puro (CPTI). Taladrar un orificio central a lo largo del eje largo del implante (diámetro = 0,7 mm) para facilitar la estabilidad del implante temprano dentro de la zona quirúrgica y ensayo mecánico posterior (Figura 1). Tratar las superficies superior e inferior del implante. Para…

Representative Results

Todos los animales aumentaron su actividad ambulatoria con el tiempo después de su recuperación de la cirugía. Esto es importante porque la carga tiene efectos diferenciales sobre las topografías de los diferentes rangos de escala, como se ha informado recientemente 12. Una curva de fuerza / desplazamiento representativa de muestras de ensayo siguientes ensayos mecánicos se presenta en la Figura 9A, y los datos promediados para cada superficie del implante se presenta en la Figur…

Discussion

El modelo de prueba mecánica presentado aquí proporciona un método mejorado para evaluar el anclaje de hueso a superficies de implante candidatos, ya que permite precisa perpendicular, o en paralelo, la alineación de la muestra de ensayo con el eje de la fuerza aplicada interrupción, y limita la zona de fractura a en menos de medio milímetro de la superficie del implante. El modelo se incorpora fácilmente en los estudios que comparan la eficacia de cualquier gama de Químicamente, o mecánicamente, superficies mo…

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