SE513481C3 - Implantatelement utfört av titan med en titanoxidyta modifierad med eloxidering - Google Patents
Implantatelement utfört av titan med en titanoxidyta modifierad med eloxideringInfo
- Publication number
- SE513481C3 SE513481C3 SE9701872A SE9701872A SE513481C3 SE 513481 C3 SE513481 C3 SE 513481C3 SE 9701872 A SE9701872 A SE 9701872A SE 9701872 A SE9701872 A SE 9701872A SE 513481 C3 SE513481 C3 SE 513481C3
- Authority
- SE
- Sweden
- Prior art keywords
- titanium
- implants
- implant
- bone
- electropolished
- Prior art date
Links
- 239000007943 implant Substances 0.000 title claims description 247
- 239000010936 titanium Substances 0.000 title claims description 114
- 229910052719 titanium Inorganic materials 0.000 title claims description 110
- RTAQQCXQSZGOHL-UHFFFAOYSA-N titanium Chemical compound [Ti] RTAQQCXQSZGOHL-UHFFFAOYSA-N 0.000 title claims description 108
- GWEVSGVZZGPLCZ-UHFFFAOYSA-N titan oxide Chemical compound O=[Ti]=O GWEVSGVZZGPLCZ-UHFFFAOYSA-N 0.000 title claims description 35
- OGIDPMRJRNCKJF-UHFFFAOYSA-N TiO Inorganic materials [Ti]=O OGIDPMRJRNCKJF-UHFFFAOYSA-N 0.000 title claims description 10
- 238000007743 anodising Methods 0.000 title claims description 9
- 229910001929 titanium oxide Inorganic materials 0.000 title claims description 8
- 210000000988 Bone and Bones Anatomy 0.000 claims description 97
- 210000001519 tissues Anatomy 0.000 claims description 49
- MHAJPDPJQMAIIY-UHFFFAOYSA-N hydrogen peroxide Chemical compound OO MHAJPDPJQMAIIY-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 8
- 238000002425 crystallisation Methods 0.000 claims description 4
- 230000005712 crystallization Effects 0.000 claims description 4
- 238000004873 anchoring Methods 0.000 claims description 2
- 210000004027 cells Anatomy 0.000 description 60
- 102000004169 proteins and genes Human genes 0.000 description 36
- 108090000623 proteins and genes Proteins 0.000 description 36
- 239000000463 material Substances 0.000 description 32
- 238000000034 method Methods 0.000 description 31
- 229910052751 metal Inorganic materials 0.000 description 27
- 239000002184 metal Substances 0.000 description 27
- 230000004044 response Effects 0.000 description 26
- 239000000203 mixture Substances 0.000 description 24
- LFQSCWFLJHTTHZ-UHFFFAOYSA-N ethanol Chemical compound CCO LFQSCWFLJHTTHZ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 20
- 238000000338 in vitro Methods 0.000 description 18
- 239000010410 layer Substances 0.000 description 18
- FAPWRFPIFSIZLT-UHFFFAOYSA-M sodium chloride Chemical compound [Na+].[Cl-] FAPWRFPIFSIZLT-UHFFFAOYSA-M 0.000 description 18
- 210000004872 soft tissue Anatomy 0.000 description 18
- 241000700159 Rattus Species 0.000 description 17
- 239000011575 calcium Substances 0.000 description 17
- 239000011780 sodium chloride Substances 0.000 description 16
- 210000002540 Macrophages Anatomy 0.000 description 15
- 229910052791 calcium Inorganic materials 0.000 description 15
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 13
- 238000006011 modification reaction Methods 0.000 description 13
- 210000002414 Leg Anatomy 0.000 description 12
- 210000000963 osteoblast Anatomy 0.000 description 12
- 230000000790 osteoblast Effects 0.000 description 12
- 229910052799 carbon Inorganic materials 0.000 description 11
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 11
- 239000000126 substance Substances 0.000 description 11
- 230000003746 surface roughness Effects 0.000 description 11
- 235000010215 titanium dioxide Nutrition 0.000 description 11
- 102100001249 ALB Human genes 0.000 description 10
- 101710027066 ALB Proteins 0.000 description 10
- 239000012593 Hanks’ Balanced Salt Solution Substances 0.000 description 10
- 210000002381 Plasma Anatomy 0.000 description 10
- 229940050528 albumin Drugs 0.000 description 10
- 239000002775 capsule Substances 0.000 description 10
- 230000003993 interaction Effects 0.000 description 10
- 150000002739 metals Chemical class 0.000 description 10
- 210000000416 Exudates and Transudates Anatomy 0.000 description 9
- 241000282414 Homo sapiens Species 0.000 description 9
- 230000033558 biomineral tissue development Effects 0.000 description 9
- 238000004140 cleaning Methods 0.000 description 9
- 239000012530 fluid Substances 0.000 description 9
- 238000003754 machining Methods 0.000 description 9
- 230000011164 ossification Effects 0.000 description 9
- 150000003608 titanium Chemical class 0.000 description 9
- 102000016359 Fibronectins Human genes 0.000 description 8
- 108010067306 Fibronectins Proteins 0.000 description 8
- OYPRJOBELJOOCE-UHFFFAOYSA-N calcium Chemical compound [Ca] OYPRJOBELJOOCE-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 8
- OKTJSMMVPCPJKN-UHFFFAOYSA-N carbon Chemical compound [C] OKTJSMMVPCPJKN-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 8
- 230000001413 cellular Effects 0.000 description 8
- 230000037320 fibronectin Effects 0.000 description 8
- 238000002513 implantation Methods 0.000 description 8
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 description 8
- 238000010883 osseointegration Methods 0.000 description 8
- 229910052760 oxygen Inorganic materials 0.000 description 8
- 238000002360 preparation method Methods 0.000 description 8
- XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N water Substances O XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 8
- 102000008186 Collagen Human genes 0.000 description 7
- 108010035532 Collagen Proteins 0.000 description 7
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 7
- 229960005188 collagen Drugs 0.000 description 7
- 229920001436 collagen Polymers 0.000 description 7
- 230000004069 differentiation Effects 0.000 description 7
- 150000002500 ions Chemical class 0.000 description 7
- 229910052717 sulfur Inorganic materials 0.000 description 7
- 238000004381 surface treatment Methods 0.000 description 7
- 102000008946 Fibrinogen Human genes 0.000 description 6
- 229940012952 Fibrinogen Drugs 0.000 description 6
- 108010049003 Fibrinogen Proteins 0.000 description 6
- 229940019698 Fibrinogen containing hemostatics Drugs 0.000 description 6
- 206010061218 Inflammation Diseases 0.000 description 6
- 241000283973 Oryctolagus cuniculus Species 0.000 description 6
- 210000003491 Skin Anatomy 0.000 description 6
- -1 Vitallium® Chemical class 0.000 description 6
- CSCPPACGZOOCGX-UHFFFAOYSA-N acetone Chemical compound CC(C)=O CSCPPACGZOOCGX-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 6
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 description 6
- 239000012267 brine Substances 0.000 description 6
- 230000001054 cortical Effects 0.000 description 6
- 229920003013 deoxyribonucleic acid Polymers 0.000 description 6
- 238000002474 experimental method Methods 0.000 description 6
- 230000002757 inflammatory Effects 0.000 description 6
- OKKJLVBELUTLKV-UHFFFAOYSA-N methanol Chemical compound OC OKKJLVBELUTLKV-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 6
- 230000003647 oxidation Effects 0.000 description 6
- 238000007254 oxidation reaction Methods 0.000 description 6
- 239000003792 electrolyte Substances 0.000 description 5
- 210000002950 fibroblast Anatomy 0.000 description 5
- 230000004054 inflammatory process Effects 0.000 description 5
- 239000000243 solution Substances 0.000 description 5
- 239000002344 surface layer Substances 0.000 description 5
- 210000004969 Inflammatory Cells Anatomy 0.000 description 4
- UIIMBOGNXHQVGW-UHFFFAOYSA-M buffer Substances [Na+].OC([O-])=O UIIMBOGNXHQVGW-UHFFFAOYSA-M 0.000 description 4
- 229910052801 chlorine Inorganic materials 0.000 description 4
- 239000004053 dental implant Substances 0.000 description 4
- 238000009826 distribution Methods 0.000 description 4
- PCHJSUWPFVWCPO-UHFFFAOYSA-N gold Chemical compound [Au] PCHJSUWPFVWCPO-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 4
- 239000010931 gold Substances 0.000 description 4
- 229910052737 gold Inorganic materials 0.000 description 4
- 229910052500 inorganic mineral Inorganic materials 0.000 description 4
- 210000003622 mature neutrocyte Anatomy 0.000 description 4
- 238000000386 microscopy Methods 0.000 description 4
- 239000011707 mineral Substances 0.000 description 4
- 235000010755 mineral Nutrition 0.000 description 4
- 239000001301 oxygen Substances 0.000 description 4
- MYMOFIZGZYHOMD-UHFFFAOYSA-N oxygen Chemical compound O=O MYMOFIZGZYHOMD-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 4
- 229910052698 phosphorus Inorganic materials 0.000 description 4
- 229920000642 polymer Polymers 0.000 description 4
- 230000035755 proliferation Effects 0.000 description 4
- 229910052710 silicon Inorganic materials 0.000 description 4
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 description 4
- 239000010935 stainless steel Substances 0.000 description 4
- 229910001220 stainless steel Inorganic materials 0.000 description 4
- 102000012422 Collagen Type I Human genes 0.000 description 3
- 108010022452 Collagen Type I Proteins 0.000 description 3
- NZZFYRREKKOMAT-UHFFFAOYSA-N Diiodomethane Chemical compound ICI NZZFYRREKKOMAT-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 3
- 210000002744 Extracellular Matrix Anatomy 0.000 description 3
- 208000007565 Gingivitis Diseases 0.000 description 3
- 206010022114 Injury Diseases 0.000 description 3
- 210000001616 Monocytes Anatomy 0.000 description 3
- 102000004264 Osteopontin Human genes 0.000 description 3
- 108010081689 Osteopontin Proteins 0.000 description 3
- VUVGYHUDAICLFK-UHFFFAOYSA-N Perosmic oxide Chemical compound O=[Os](=O)(=O)=O VUVGYHUDAICLFK-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 3
- 210000002303 Tibia Anatomy 0.000 description 3
- QTBSBXVTEAMEQO-UHFFFAOYSA-N acetic acid Chemical compound CC(O)=O QTBSBXVTEAMEQO-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 3
- 239000000560 biocompatible material Substances 0.000 description 3
- 230000004663 cell proliferation Effects 0.000 description 3
- 230000000295 complement Effects 0.000 description 3
- 230000003247 decreasing Effects 0.000 description 3
- 230000001419 dependent Effects 0.000 description 3
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 3
- 238000005530 etching Methods 0.000 description 3
- 230000035876 healing Effects 0.000 description 3
- 229910052588 hydroxylapatite Inorganic materials 0.000 description 3
- XEEYBQQBJWHFJM-UHFFFAOYSA-N iron Chemical compound [Fe] XEEYBQQBJWHFJM-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 3
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 description 3
- 230000000877 morphologic Effects 0.000 description 3
- 238000007634 remodeling Methods 0.000 description 3
- 239000000758 substrate Substances 0.000 description 3
- 239000004408 titanium dioxide Substances 0.000 description 3
- XSTXAVWGXDQKEL-UHFFFAOYSA-N triclene Chemical group ClC=C(Cl)Cl XSTXAVWGXDQKEL-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 3
- 210000003815 Abdominal Wall Anatomy 0.000 description 2
- 241000283707 Capra Species 0.000 description 2
- 210000001612 Chondrocytes Anatomy 0.000 description 2
- AAOVKJBEBIDNHE-UHFFFAOYSA-N Diazepam Chemical compound N=1CC(=O)N(C)C2=CC=C(Cl)C=C2C=1C1=CC=CC=C1 AAOVKJBEBIDNHE-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 210000000981 Epithelium Anatomy 0.000 description 2
- 241000282412 Homo Species 0.000 description 2
- 208000008454 Hyperhidrosis Diseases 0.000 description 2
- 102000018358 Immunoglobulins Human genes 0.000 description 2
- 108060003951 Immunoglobulins Proteins 0.000 description 2
- 210000004379 Membranes Anatomy 0.000 description 2
- 210000004409 Osteocytes Anatomy 0.000 description 2
- WEXRUCMBJFQVBZ-UHFFFAOYSA-N Pentobarbital Chemical compound CCCC(C)C1(CC)C(=O)NC(=O)NC1=O WEXRUCMBJFQVBZ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 229960001412 Pentobarbital Drugs 0.000 description 2
- VLTRZXGMWDSKGL-UHFFFAOYSA-N Perchloric acid Chemical compound OCl(=O)(=O)=O VLTRZXGMWDSKGL-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 229910000883 Ti6Al4V Inorganic materials 0.000 description 2
- 238000004833 X-ray photoelectron spectroscopy Methods 0.000 description 2
- 238000009825 accumulation Methods 0.000 description 2
- 238000010171 animal model Methods 0.000 description 2
- 238000000089 atomic force micrograph Methods 0.000 description 2
- 125000004429 atoms Chemical group 0.000 description 2
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 description 2
- BHPQYMZQTOCNFJ-UHFFFAOYSA-N calcium cation Chemical compound [Ca+2] BHPQYMZQTOCNFJ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 229910001424 calcium ion Inorganic materials 0.000 description 2
- 150000001768 cations Chemical class 0.000 description 2
- 239000004927 clay Substances 0.000 description 2
- 229910052570 clay Inorganic materials 0.000 description 2
- 239000000356 contaminant Substances 0.000 description 2
- 230000000875 corresponding Effects 0.000 description 2
- 238000005520 cutting process Methods 0.000 description 2
- 238000003795 desorption Methods 0.000 description 2
- 238000001493 electron microscopy Methods 0.000 description 2
- 210000002919 epithelial cells Anatomy 0.000 description 2
- 238000000605 extraction Methods 0.000 description 2
- 230000005661 hydrophobic surface Effects 0.000 description 2
- 230000002401 inhibitory effect Effects 0.000 description 2
- 229910052742 iron Inorganic materials 0.000 description 2
- 230000001788 irregular Effects 0.000 description 2
- 230000004301 light adaptation Effects 0.000 description 2
- 239000007788 liquid Substances 0.000 description 2
- 239000012528 membrane Substances 0.000 description 2
- 230000003340 mental Effects 0.000 description 2
- 210000004877 mucosa Anatomy 0.000 description 2
- LRHPLDYGYMQRHN-UHFFFAOYSA-N n-butanol Chemical compound CCCCO LRHPLDYGYMQRHN-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 229910052757 nitrogen Inorganic materials 0.000 description 2
- 201000008482 osteoarthritis Diseases 0.000 description 2
- 230000035515 penetration Effects 0.000 description 2
- 239000008363 phosphate buffer Substances 0.000 description 2
- 239000004033 plastic Substances 0.000 description 2
- 238000005498 polishing Methods 0.000 description 2
- 230000008929 regeneration Effects 0.000 description 2
- 238000011069 regeneration method Methods 0.000 description 2
- 239000005871 repellent Substances 0.000 description 2
- 238000000926 separation method Methods 0.000 description 2
- 239000011734 sodium Substances 0.000 description 2
- 229910052708 sodium Inorganic materials 0.000 description 2
- 238000004611 spectroscopical analysis Methods 0.000 description 2
- 230000001954 sterilising Effects 0.000 description 2
- 238000004659 sterilization and disinfection Methods 0.000 description 2
- 230000035900 sweating Effects 0.000 description 2
- 238000003786 synthesis reaction Methods 0.000 description 2
- 230000036962 time dependent Effects 0.000 description 2
- 238000004506 ultrasonic cleaning Methods 0.000 description 2
- 238000005303 weighing Methods 0.000 description 2
- QCWXUUIWCKQGHC-UHFFFAOYSA-N zirconium Chemical compound [Zr] QCWXUUIWCKQGHC-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 229910052726 zirconium Inorganic materials 0.000 description 2
- PNOCSDIJELBTOO-BHQNPOKRSA-D (2S,3S,4S,5R,6R)-6-[(2S,3R,4R,5R,6R)-3-acetamido-2-[(2S,3S,4R,5R,6R)-6-[(2S,3R,4R,5R,6R)-3-acetamido-2-[(2S,3S,4R,5R,6R)-6-[(2S,3R,4R,5R,6R)-3-acetamido-2-[(2S,3S,4R,5R,6R)-6-[(2S,3R,4R,5R,6R)-3-acetamido-2-[(2S,3S,4R,5R,6R)-6-[(2R,3R,4R,5R,6R)-3-acetamid Chemical compound CC(=O)N[C@H]1[C@H](O)O[C@H](CO)[C@H](OS([O-])(=O)=O)[C@@H]1O[C@H]1[C@H](O)[C@@H](O)[C@H](O[C@H]2[C@@H]([C@@H](O[C@H]3[C@@H]([C@@H](O)[C@H](O[C@H]4[C@@H]([C@@H](O[C@H]5[C@@H]([C@@H](O)[C@H](O[C@H]6[C@@H]([C@@H](O[C@H]7[C@@H]([C@@H](O)[C@H](O[C@H]8[C@@H]([C@@H](O[C@H]9[C@@H]([C@@H](O)[C@H](O)[C@H](O9)C([O-])=O)O)[C@@H](OS([O-])(=O)=O)[C@@H](CO)O8)NC(C)=O)[C@H](O7)C([O-])=O)O)[C@@H](OS([O-])(=O)=O)[C@@H](CO)O6)NC(C)=O)[C@H](O5)C([O-])=O)O)[C@@H](OS([O-])(=O)=O)[C@@H](CO)O4)NC(C)=O)[C@H](O3)C([O-])=O)O)[C@@H](OS([O-])(=O)=O)[C@@H](CO)O2)NC(C)=O)[C@@H](C([O-])=O)O1 PNOCSDIJELBTOO-BHQNPOKRSA-D 0.000 description 1
- XEYBRNLFEZDVAW-ARSRFYASSA-N (5Z)-7-[(1R,2R,3R)-3-hydroxy-2-[(1E,3S)-3-hydroxyoct-1-en-1-yl]-5-oxocyclopentyl]hept-5-enoic acid Chemical compound CCCCC[C@H](O)\C=C\[C@H]1[C@H](O)CC(=O)[C@@H]1C\C=C/CCCC(O)=O XEYBRNLFEZDVAW-ARSRFYASSA-N 0.000 description 1
- QRXMUCSWCMTJGU-UHFFFAOYSA-N 5-Bromo-4-chloro-3-indolyl phosphate Chemical compound C1=C(Br)C(Cl)=C2C(OP(O)(=O)O)=CNC2=C1 QRXMUCSWCMTJGU-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 102100008820 ACAT1 Human genes 0.000 description 1
- 101710037523 ACAT1 Proteins 0.000 description 1
- 206010003246 Arthritis Diseases 0.000 description 1
- 210000004369 Blood Anatomy 0.000 description 1
- 208000006386 Bone Resorption Diseases 0.000 description 1
- 210000001736 Capillaries Anatomy 0.000 description 1
- 229960001231 Choline Drugs 0.000 description 1
- 229940094517 Chondroitin 4-Sulfate Drugs 0.000 description 1
- 229940096422 Collagen Type I Drugs 0.000 description 1
- 102000001187 Collagen Type III Human genes 0.000 description 1
- 108010069502 Collagen Type III Proteins 0.000 description 1
- 235000004418 Durio kutejensis Nutrition 0.000 description 1
- 229950003499 FIBRIN Drugs 0.000 description 1
- 108010071289 Factor XIII Proteins 0.000 description 1
- 229910001200 Ferrotitanium Inorganic materials 0.000 description 1
- BWGVNKXGVNDBDI-UHFFFAOYSA-N Fibrin Chemical compound CNC(=O)CNC(=O)CN BWGVNKXGVNDBDI-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 102000009123 Fibrin Human genes 0.000 description 1
- 108010073385 Fibrin Proteins 0.000 description 1
- 108010010803 Gelatin Proteins 0.000 description 1
- 210000004195 Gingiva Anatomy 0.000 description 1
- 239000004471 Glycine Substances 0.000 description 1
- 229920002683 Glycosaminoglycan Polymers 0.000 description 1
- 235000007340 Hordeum vulgare Nutrition 0.000 description 1
- 240000005979 Hordeum vulgare Species 0.000 description 1
- 229940072221 IMMUNOGLOBULINS Drugs 0.000 description 1
- 102000004851 Immunoglobulin G Human genes 0.000 description 1
- 108090001095 Immunoglobulin G Proteins 0.000 description 1
- 102000000589 Interleukin-1 Human genes 0.000 description 1
- 108010002352 Interleukin-1 Proteins 0.000 description 1
- 210000001847 Jaw Anatomy 0.000 description 1
- 210000003127 Knee Anatomy 0.000 description 1
- 210000000265 Leukocytes Anatomy 0.000 description 1
- 210000003041 Ligaments Anatomy 0.000 description 1
- 210000004698 Lymphocytes Anatomy 0.000 description 1
- 229920002521 Macromolecule Polymers 0.000 description 1
- 108010052285 Membrane Proteins Proteins 0.000 description 1
- 102000018697 Membrane Proteins Human genes 0.000 description 1
- 210000000214 Mouth Anatomy 0.000 description 1
- 210000004400 Mucous Membrane Anatomy 0.000 description 1
- 241000028036 Nixe Species 0.000 description 1
- 102000004067 Osteocalcin Human genes 0.000 description 1
- 108090000573 Osteocalcin Proteins 0.000 description 1
- 206010049088 Osteopenia Diseases 0.000 description 1
- 241000283898 Ovis Species 0.000 description 1
- 210000003460 Periosteum Anatomy 0.000 description 1
- 210000004011 Plasma Cells Anatomy 0.000 description 1
- 239000004793 Polystyrene Substances 0.000 description 1
- 102000016611 Proteoglycans Human genes 0.000 description 1
- 108010067787 Proteoglycans Proteins 0.000 description 1
- 102000002085 Prothrombin/thrombin Human genes 0.000 description 1
- 108050009405 Prothrombin/thrombin Proteins 0.000 description 1
- 206010039073 Rheumatoid arthritis Diseases 0.000 description 1
- 210000002966 Serum Anatomy 0.000 description 1
- UCPVOMHRDXMAIZ-UHFFFAOYSA-M Sodium acetrizoate Chemical compound [Na+].CC(=O)NC1=C(I)C=C(I)C(C([O-])=O)=C1I UCPVOMHRDXMAIZ-UHFFFAOYSA-M 0.000 description 1
- DBMJMQXJHONAFJ-UHFFFAOYSA-M Sodium laurylsulphate Chemical compound [Na+].CCCCCCCCCCCCOS([O-])(=O)=O DBMJMQXJHONAFJ-UHFFFAOYSA-M 0.000 description 1
- 239000006180 TBST buffer Substances 0.000 description 1
- 229910001069 Ti alloy Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000007976 Tris-NaCl-Tween buffer Substances 0.000 description 1
- 229910000771 Vitallium Inorganic materials 0.000 description 1
- NBIIXXVUZAFLBC-UHFFFAOYSA-K [O-]P([O-])([O-])=O Chemical compound [O-]P([O-])([O-])=O NBIIXXVUZAFLBC-UHFFFAOYSA-K 0.000 description 1
- 239000002253 acid Substances 0.000 description 1
- HRPVXLWXLXDGHG-UHFFFAOYSA-N acrylamide Chemical compound NC(=O)C=C HRPVXLWXLXDGHG-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 230000004913 activation Effects 0.000 description 1
- 230000002730 additional Effects 0.000 description 1
- 239000000853 adhesive Substances 0.000 description 1
- 230000001070 adhesive Effects 0.000 description 1
- 210000001789 adipocyte Anatomy 0.000 description 1
- 230000004075 alteration Effects 0.000 description 1
- 229910052782 aluminium Inorganic materials 0.000 description 1
- XAGFODPZIPBFFR-UHFFFAOYSA-N aluminum Chemical compound [Al] XAGFODPZIPBFFR-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 239000010407 anodic oxide Substances 0.000 description 1
- 102000004965 antibodies Human genes 0.000 description 1
- 108090001123 antibodies Proteins 0.000 description 1
- 230000004888 barrier function Effects 0.000 description 1
- 230000004071 biological effect Effects 0.000 description 1
- HOQPTLCRWVZIQZ-UHFFFAOYSA-H bis[[2-(5-hydroxy-4,7-dioxo-1,3,2$l^{2}-dioxaplumbepan-5-yl)acetyl]oxy]lead Chemical compound [Pb+2].[Pb+2].[Pb+2].[O-]C(=O)CC(O)(CC([O-])=O)C([O-])=O.[O-]C(=O)CC(O)(CC([O-])=O)C([O-])=O HOQPTLCRWVZIQZ-UHFFFAOYSA-H 0.000 description 1
- 238000005422 blasting Methods 0.000 description 1
- 230000000903 blocking Effects 0.000 description 1
- 239000008280 blood Substances 0.000 description 1
- 230000018678 bone mineralization Effects 0.000 description 1
- 230000024279 bone resorption Effects 0.000 description 1
- 239000001110 calcium chloride Substances 0.000 description 1
- 235000011148 calcium chloride Nutrition 0.000 description 1
- 229910001628 calcium chloride Inorganic materials 0.000 description 1
- 230000021164 cell adhesion Effects 0.000 description 1
- 230000003915 cell function Effects 0.000 description 1
- 230000011748 cell maturation Effects 0.000 description 1
- 239000000919 ceramic Substances 0.000 description 1
- 235000013339 cereals Nutrition 0.000 description 1
- 238000007385 chemical modification Methods 0.000 description 1
- 239000003153 chemical reaction reagent Substances 0.000 description 1
- CRBHXDCYXIISFC-UHFFFAOYSA-N choline Chemical compound C[N+](C)(C)CC[O-] CRBHXDCYXIISFC-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 238000005352 clarification Methods 0.000 description 1
- 238000003776 cleavage reaction Methods 0.000 description 1
- 239000011248 coating agent Substances 0.000 description 1
- 238000000576 coating method Methods 0.000 description 1
- 239000012141 concentrate Substances 0.000 description 1
- 238000010276 construction Methods 0.000 description 1
- 230000002596 correlated Effects 0.000 description 1
- 238000010192 crystallographic characterization Methods 0.000 description 1
- 238000006297 dehydration reaction Methods 0.000 description 1
- 239000008367 deionised water Substances 0.000 description 1
- 229910003460 diamond Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000010432 diamond Substances 0.000 description 1
- 229960003529 diazepam Drugs 0.000 description 1
- 229960002986 dinoprostone Drugs 0.000 description 1
- 150000002009 diols Chemical class 0.000 description 1
- 239000006185 dispersion Substances 0.000 description 1
- 238000002224 dissection Methods 0.000 description 1
- 238000004090 dissolution Methods 0.000 description 1
- KCXVZYZYPLLWCC-UHFFFAOYSA-N edta Chemical compound OC(=O)CN(CC(O)=O)CCN(CC(O)=O)CC(O)=O KCXVZYZYPLLWCC-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 230000001516 effect on protein Effects 0.000 description 1
- 238000002848 electrochemical method Methods 0.000 description 1
- 238000005538 encapsulation Methods 0.000 description 1
- 239000003344 environmental pollutant Substances 0.000 description 1
- 239000002532 enzyme inhibitor Substances 0.000 description 1
- 230000005284 excitation Effects 0.000 description 1
- 230000001815 facial Effects 0.000 description 1
- 239000000835 fiber Substances 0.000 description 1
- 230000002344 fibroplastic Effects 0.000 description 1
- 239000002657 fibrous material Substances 0.000 description 1
- 101710017974 flfl Proteins 0.000 description 1
- 238000005755 formation reaction Methods 0.000 description 1
- 239000000499 gel Substances 0.000 description 1
- 238000001502 gel electrophoresis Methods 0.000 description 1
- 239000008273 gelatin Substances 0.000 description 1
- 229920000159 gelatin Polymers 0.000 description 1
- 235000019322 gelatine Nutrition 0.000 description 1
- 235000011852 gelatine desserts Nutrition 0.000 description 1
- 230000014509 gene expression Effects 0.000 description 1
- 239000011521 glass Substances 0.000 description 1
- SXRSQZLOMIGNAQ-UHFFFAOYSA-N glutaraldehyde Chemical compound O=CCCCC=O SXRSQZLOMIGNAQ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229910021389 graphene Inorganic materials 0.000 description 1
- 238000000925 high-voltage transmission electron microscopy Methods 0.000 description 1
- 150000002430 hydrocarbons Chemical class 0.000 description 1
- 210000002865 immune cell Anatomy 0.000 description 1
- 230000001900 immune effect Effects 0.000 description 1
- 230000028709 inflammatory response Effects 0.000 description 1
- 230000004941 influx Effects 0.000 description 1
- 238000002347 injection Methods 0.000 description 1
- 239000007924 injection Substances 0.000 description 1
- 238000003780 insertion Methods 0.000 description 1
- 230000016507 interphase Effects 0.000 description 1
- 238000010849 ion bombardment Methods 0.000 description 1
- 229910052746 lanthanum Inorganic materials 0.000 description 1
- 238000002386 leaching Methods 0.000 description 1
- 238000011068 load Methods 0.000 description 1
- 238000004020 luminiscence type Methods 0.000 description 1
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 1
- 125000002496 methyl group Chemical group [H]C([H])([H])* 0.000 description 1
- 230000005012 migration Effects 0.000 description 1
- 239000003607 modifier Substances 0.000 description 1
- 230000000051 modifying Effects 0.000 description 1
- 230000003562 morphometric Effects 0.000 description 1
- 238000007491 morphometric analysis Methods 0.000 description 1
- 210000000663 muscle cells Anatomy 0.000 description 1
- GUCVJGMIXFAOAE-UHFFFAOYSA-N niobium Chemical compound [Nb] GUCVJGMIXFAOAE-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 239000010955 niobium Substances 0.000 description 1
- 229910052758 niobium Inorganic materials 0.000 description 1
- IOVCWXUNBOPUCH-UHFFFAOYSA-M nitrite anion Chemical compound [O-]N=O IOVCWXUNBOPUCH-UHFFFAOYSA-M 0.000 description 1
- 229940005654 nitrite ion Drugs 0.000 description 1
- 229910052755 nonmetal Inorganic materials 0.000 description 1
- 238000005457 optimization Methods 0.000 description 1
- SOQBVABWOPYFQZ-UHFFFAOYSA-N oxygen(2-);titanium(4+) Chemical class [O-2].[O-2].[Ti+4] SOQBVABWOPYFQZ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 239000002245 particle Substances 0.000 description 1
- 238000002161 passivation Methods 0.000 description 1
- 230000000149 penetrating Effects 0.000 description 1
- 230000000737 periodic Effects 0.000 description 1
- 230000003239 periodontal Effects 0.000 description 1
- 230000002093 peripheral Effects 0.000 description 1
- 239000002831 pharmacologic agent Substances 0.000 description 1
- 239000010452 phosphate Substances 0.000 description 1
- INAAIJLSXJJHOZ-UHFFFAOYSA-N pibenzimol Chemical compound C1CN(C)CCN1C1=CC=C(N=C(N2)C=3C=C4NC(=NC4=CC=3)C=3C=CC(O)=CC=3)C2=C1 INAAIJLSXJJHOZ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 238000007750 plasma spraying Methods 0.000 description 1
- 239000000088 plastic resin Substances 0.000 description 1
- 231100000719 pollutant Toxicity 0.000 description 1
- 239000004417 polycarbonate Substances 0.000 description 1
- 229920000515 polycarbonate Polymers 0.000 description 1
- 238000006116 polymerization reaction Methods 0.000 description 1
- 229920001296 polysiloxane Polymers 0.000 description 1
- 229920000136 polysorbate Polymers 0.000 description 1
- 229920002223 polystyrene Polymers 0.000 description 1
- OZAIFHULBGXAKX-UHFFFAOYSA-N precursor Substances N#CC(C)(C)N=NC(C)(C)C#N OZAIFHULBGXAKX-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 230000001681 protective Effects 0.000 description 1
- 238000002731 protein assay Methods 0.000 description 1
- 238000000746 purification Methods 0.000 description 1
- 238000011084 recovery Methods 0.000 description 1
- 238000004064 recycling Methods 0.000 description 1
- 230000002829 reduced Effects 0.000 description 1
- 230000003716 rejuvenation Effects 0.000 description 1
- 229920005989 resin Polymers 0.000 description 1
- 239000004576 sand Substances 0.000 description 1
- 238000001275 scanning Auger electron spectroscopy Methods 0.000 description 1
- 238000001878 scanning electron micrograph Methods 0.000 description 1
- 238000004626 scanning electron microscopy Methods 0.000 description 1
- 230000036573 scar formation Effects 0.000 description 1
- 230000003248 secreting Effects 0.000 description 1
- 230000028327 secretion Effects 0.000 description 1
- 239000002356 single layer Substances 0.000 description 1
- 238000002415 sodium dodecyl sulfate polyacrylamide gel electrophoresis Methods 0.000 description 1
- ILXAOQAXSHVHTM-UHFFFAOYSA-M sodium;2-amino-2-(hydroxymethyl)propane-1,3-diol;chloride Chemical compound [Na+].[Cl-].OCC(N)(CO)CO ILXAOQAXSHVHTM-UHFFFAOYSA-M 0.000 description 1
- 238000002336 sorption--desorption measurement Methods 0.000 description 1
- 239000007921 spray Substances 0.000 description 1
- 238000009718 spray deposition Methods 0.000 description 1
- 238000004544 sputter deposition Methods 0.000 description 1
- 210000000130 stem cell Anatomy 0.000 description 1
- 239000000021 stimulant Substances 0.000 description 1
- 230000004936 stimulating Effects 0.000 description 1
- 238000007920 subcutaneous administration Methods 0.000 description 1
- 238000001356 surgical procedure Methods 0.000 description 1
- 239000000725 suspension Substances 0.000 description 1
- 230000002194 synthesizing Effects 0.000 description 1
- 238000010257 thawing Methods 0.000 description 1
- 238000009210 therapy by ultrasound Methods 0.000 description 1
- ATJFFYVFTNAWJD-UHFFFAOYSA-N tin hydride Chemical compound [Sn] ATJFFYVFTNAWJD-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 230000001052 transient Effects 0.000 description 1
- 230000032258 transport Effects 0.000 description 1
- 238000010246 ultrastructural analysis Methods 0.000 description 1
- 210000000689 upper leg Anatomy 0.000 description 1
- 229910052720 vanadium Inorganic materials 0.000 description 1
- LEONUFNNVUYDNQ-UHFFFAOYSA-N vanadium(0) Chemical compound [V] LEONUFNNVUYDNQ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 239000000602 vitallium Substances 0.000 description 1
- 238000001262 western blot Methods 0.000 description 1
- 238000009736 wetting Methods 0.000 description 1
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61C—DENTISTRY; APPARATUS OR METHODS FOR ORAL OR DENTAL HYGIENE
- A61C8/00—Means to be fixed to the jaw-bone for consolidating natural teeth or for fixing dental prostheses thereon; Dental implants; Implanting tools
- A61C8/0018—Means to be fixed to the jaw-bone for consolidating natural teeth or for fixing dental prostheses thereon; Dental implants; Implanting tools characterised by the shape
- A61C8/0037—Details of the shape
- A61C2008/0046—Textured surface, e.g. roughness, microstructure
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61C—DENTISTRY; APPARATUS OR METHODS FOR ORAL OR DENTAL HYGIENE
- A61C8/00—Means to be fixed to the jaw-bone for consolidating natural teeth or for fixing dental prostheses thereon; Dental implants; Implanting tools
- A61C8/0012—Means to be fixed to the jaw-bone for consolidating natural teeth or for fixing dental prostheses thereon; Dental implants; Implanting tools characterised by the material or composition, e.g. ceramics, surface layer, metal alloy
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61C—DENTISTRY; APPARATUS OR METHODS FOR ORAL OR DENTAL HYGIENE
- A61C8/00—Means to be fixed to the jaw-bone for consolidating natural teeth or for fixing dental prostheses thereon; Dental implants; Implanting tools
- A61C8/0012—Means to be fixed to the jaw-bone for consolidating natural teeth or for fixing dental prostheses thereon; Dental implants; Implanting tools characterised by the material or composition, e.g. ceramics, surface layer, metal alloy
- A61C8/0013—Means to be fixed to the jaw-bone for consolidating natural teeth or for fixing dental prostheses thereon; Dental implants; Implanting tools characterised by the material or composition, e.g. ceramics, surface layer, metal alloy with a surface layer, coating
- A61C8/0015—Means to be fixed to the jaw-bone for consolidating natural teeth or for fixing dental prostheses thereon; Dental implants; Implanting tools characterised by the material or composition, e.g. ceramics, surface layer, metal alloy with a surface layer, coating being a conversion layer, e.g. oxide layer
Description
513 4812
längtidsstabiliteten under kliniska belastningstillständ
synes därför vara viktiga.
Ett biomaterial är ett material som användes i en
medicinsk anordning, avsedd att samverka med biologiska
system (Black, 1992). Materialen som användes i av
människan gjorda strukturer kan indelas i tre klasser:
metaller, keramer och polymerer. Klasserna urskiljes av
typen av atomernas växelverkan (Cooke et al., 1996).
Metaller bestär av ett stort antal av smà kristalliner.
Varje kristallin är ett aggregat av atomer som är
reguljärt. anordnade i en kristallin strukturz Dä smälta
metaller (som är amorfa) stelnar startar smä kristaller
(korn) att växa. De irregulärt anordnade kristallerna
möter* slutligen varandra vilket. ger upphov till gränser
mellan kristallerna, korngränser. Den ofullständiga
packningen av atomer i gränssnitten utgör veka punkter i
materialet, vilket kommer att bli högst starkt påverkat av
en ytbehandling säsom etsning eller plasmarengöring och en
fördjupning kommer att bildas och uppträder som en nßrk
linje. Ytegenskaperna. hos ett material skiljer sig frän
massaegenskaperna.
Termen kommersiellt rent (CP) titan användes för olegerat
titan och innefattar flera kvalitéer innefattande mindre
mängder av föroreningselement, säsom kol, järn och syre.
Mängden syre kan styras till olika niväer för att
àstadkomma ökad hàllfasthet. Det finns fyra grader av
titan där grad 11 (användes i innevarande tes) innehäller
den minsta mängden syre. Mikrostrukturen pà CP-titan är
väsentligen all-a~titan som har en HCP-kristallstruktur.
Titandioxid, TiOp är den mest vanliga och stabila av
titanoxiderna, medan Tißh och TiO är mer sällsynta
(Lausmaa, 1991).
513 4831
TiO2 kan existera i. tre kristallin-modifikationer1 anatas
(tetragonal struktur), rutil (tetragonal), och brookit
(ortorombisk). Rutil och anatas är de mest vanliga
formerna medan brookit är mycket sällsynt (Keesman, 1966).
Tekniker har utvecklats för att ändra och modifiera
ytegenskaperna pà implantat via mekaniska och kemiska
procedurer (Lausmaa, 1996; Smith et al., 1991a; Smith et
al., 1991b). Plasma-spraying, förstoftningsdeposition,
oxidation, förängning, (grus, sand) blästring, polering,
etsning, plasmarengöring och jonbombardemang är exempel pà
tekniker som är tillgängliga för detta ändamäl.
Elektropolering är en elektrokemisk teknik som ofta använ-
des för att uppnä en förbättrad ytfinish genom styrd upp-
lösning av metallens ytlager. Det amorfa ytlagret som
produceras genom maskinbearbetning av implantaten avlägs-
nas. Efter elektropolering framträder en polykristallin
yta med en ytoxid som består huvudsakligen av TiO2, typiskt
3-5 nm tjock som kan mätas med med röntgenstràlar
arbetande fotoelektronisk spektroskopi (XPS), pä ytan
(Lausmaa, 1996).
Anodoxidation är en elektrokemisk metod som användes för
att öka tjockleken pà oxidlager pa metallimplantaten. En
ström pàföres i en elektrolytisk cell, i vilken prov-
stycket är anoden.__Dà en potential appliceras pà
provstycket kommer strömmen att transportera syre som
innehàller negativa joner genom elektrolyten och en
kontinuerlig oxid bildas pà metallprovstycket.
Stokiometrin för eloxider pà titan är huvudsakligen TiO,
Eloxiderna pä titan Winnehàller varierande strukturella
särdrag sàsom porositet (Lausmaa, 1996).
v alu 1
513 4814
För att karakterisera ytegenskaperna efter modifika-
tionerna utnyttjades foljande tekniker; SEM och AFM for
yttopografi och cgämnheten; ESCA och AES for
ytsammansättning och oxidtjocklek.
Samverkan mellan titanytor och proteiner/celler/vävnader
En genomgång av litteraturen visar att ytmodifikationer
påverkar det biologiska gensvaret. Det forsta som händer
då ett implantat insättes är "in vivo" exponeringen av
materialytan för vatten och biomolekyler, inkluderande
plasmaproteiner. Både under "in vitro" och "in vivo"-
förhållanden är det känt att serumproteiner adsorberas
till främmande materialytor inom sekunder. Adsorptions-
och desorptions-fenomenen på olika biomaterialytor har
studerats ingående. En arbetshypotes är att det biologiska
gensvaret riktar sig mot den initiala protein-adsorptionen
vilken därefter påverkar det cellulara-/vävnads-gensvaret
och slutligen egenskaperna hos implantatet (Horbett,
1996).
Tre typer av adsorption-/desorption-mönster har beskrivits
for metaller och deras oxider (Williams och Williams,
1988). Till. exempel har 'titan befunnits adsorbera lägre
nivåer av albumin, vilken forblev låg under en 48-timmars
period. Därtill kommer att albumin desorberar relativt
lätt. Andra metallytor såsom vanadin uppvisade en initialt
liten mängd albumin, men mängden. ökade och desorptionen
var långsam. Guld befanns vara karakteristiskt for en yta
med en hög initial adsorption av albumin och mängden ökade
genom hela experimentet.
En modifikation och variation av ytegenskaperna och, de
resulterande effekterna av molekyläradsorption till ytorna
skulle kunnat ge viktiga insikter" i ytegenskapernas roll
for biologiska reaktioner. Modifierade och karakteriserade
513 4815
ytor har använts för att detektera skillnader i beteendet
och adsorptions-mönstren för proteiner (Mc Alarney et al.,
1991; Mc Alarney et al., 1996; Nygren, 1996; Shelton et
al., 1988; Sunny*and Sharma, 1990; Tengvall et al., 19921
Wälivaara et al., 1994; Walivaare et al., 1992). Shelton
et al., (1988) fann att större mängd av proteiner
adsorberades till negativt laddade polymerdroppar än till
positivt laddade droppar, men ojämnheten pä ytan tycktes
inte påverka protein-adsorptionen eller det cellulära
beteendet. I allmänhet är ojämna ytor ansedda att bli mer
fuktiga än jämna ytor vilket skulle kunna vara en effekt
som förorsakas av en utökning av ytarean så väl som av en
ökad vätbarhet for ytan (Curtis et al., 1983).
Nygren (1996) fann 'tvä olika reaktioner då vätbara och
vattenavvisande 'titanytor exponerades för helt. blod. Pà
den vattenavvisande ytan fanns vidhängande protoplasmiska
skivor och fibrinogener närvarande medan komplementär
faktor 1 (Cl) och protrombin/trombin fanns närvarande pà
den vätbara. ytan. Baier et al. (1982) har gàtt igenom
principerna för adhesiva fenomen i olika system och
utpekat vätbarheten hos en yta som en viktig parameter som
päverkar proteinadsorptions-mönstret.
Ytenergin i ett material päverkas av olika rengö-
ringsprocedurer och oxidtjocklekarna. Enligt Sunny and
Sharma (1990) ökar en ökning av oxidlagret pä aluminium
hydrofobiteten för ytan, vilket resulterar i en ökad
adsorption av fibrinogener. I anslutning härtill gör
glimurladdningstekniken ytan mer vätbar, vilket förorsakar
mindre fibrinogen-adsorption. Andra resultat uppnaddes
emellertid av Wälivaara et al. (1994) som fann att
titanoxidtjockleken och. kolinblandningen inte hade nagon
päverkan pä protein-adsorption och kontaktaktivering.
Intressant var att ökade ytkoncentrationer av
komplementära faktorn 13 (C3) korrelerades rmxi en växande
515 4816
filmtjocklek pà titandioxiden och/eller kristalliniteten.
Oxidkristalliniteten tycktes vara av större signifikans än
oxidtjockleken (Mc Alarney et al., 1996). I en annan
studie fann Mc Alarney (1991) att C3 adsorberades perifert
pà korngränserna vilket skulle kunna förklaras av
skillnaderna i ytenergin mellan korngränserna och
massytan. Det är kant att titanoxidytor binder katjoner,
speciellt polivalenta katjoner (Abe, 1982).
Oxidlagret är i högsta grad polärt och attraherar vatten
och vattenlösliga molekyler. Kalciumjoner kan därför i
allmänhet bli attraherade till oxidytan medelst
elektrostatisk interaktion med syre (O). I en studie av
Lausmaa et al. (1988), analyserades uppskattningsvis 100
prover som preparerats enligt kliniska procedurer med
ESCA. Spektrat visade att flytan bestod huvudsakligen av
TiO2. Kol och mindre mängder av N, Cl, Ca, S, P, Na och Si
upptäcktes pà ytan men efter förstoftning avlägsnades alla
nämnda komponenter bortsett fràn Ca som upptäcktes genom
hela oxiden.
Det är av största intresse att första, pä en tidskala fràn
omedelbara gensvar upp till är, hur materialegenskaper
påverkar cellaktiviteten i gränsytan och vice versa sedan
àtergàng, överflödiga ärrformationer/inkapslingar av
fibrös vävnad och restitution av ursprunglig vävnad
omfattande skulle kunna päverka utförandet pà implantatet.
I mjuka vävnader är en fibrös kapsel formerad kring
implantatet (fenomen med särskiljning av nnterialet fràn
den biologiska omgivningen) (Thomsen and Ericson, 1991). I
ben kan inkapsling av implantat med fibrös vävnad
uppträda, men det är inte obligatoriskt och i stället kan
mineraliserade ben etablera direkt. kontakt med
inplantatet, en process som benämns osseointegration
(Brànemark et al., 1969). Fastän arbetet med cell-
materialsamverkningar' har intensifierats under senare är
513 4817
är mekanismerna genom vilka materialegenskaperna påverkar
biologiska reaktioner fortfarande inte klarställda.
Infastningen av vävnader till implantat "in vivo" är av
komplex natur pà grund av att det i de flesta fall finns
olika typer av involverade vävnader som kan uppföra sig
olika pà olika ytor. Svaret fràn cellerna pà variationerna
i topografin pà odlade substrat varierar för olika
celltyper i likhet med macrofager (Rich and Harris, 1981;
Salthouse, 1984), fibroblaster (van der Valk et al.,
1983), periodontala celler (Cochran et al., 1994),
epitelial-celler (Cheheroudi et al., 1889; Cheheroudi et
al., 1990), osteoblaster (Bowers et al., 1992; Martin et
al., 1995) och condrocyter (Schwartz et al., 1996).
Rich and Harris (1981) visade att makrofager ackumulerade
företrädesvis pà mindre vätbarhet även pà ett grovgjort
substrat. Murray et al., (1989) visade att dä makrofager
vidhängde vätbara ytor PGE2 stimulerades frigivning
jämfört med hydrofobiska ytor. Som tilläggseffekt
konstaterades att ojämna ytor stimulerade benresorption i
en större utsträckning än _jämna ytor. Fastän ojämnheten
och ytenergin pà de olika ytorna inte kvantifierades indi-
kerar detta att samverkan mellan makrofager och
implantatytor orsakar frigörningsfaktorer som är högre än
om cellerna är i suspension. Studier pá mänskliga
monocyte-samverkningar med titanytor har visat att
interleukin-1-frigörelsen av cellerna. blir modifierad av
proteinadsorption och närvaron av materialpartiklar
(Gretzer et al., 1996).
Intressant. härvidlag är latt. olika resultat. har uppnåtts
med fibroblaster. Mänskliga fibroblaster bindes bättre
till _jämna än till ojämna titanytor, (polerade med lpm
diamantpasta _jämfört med det ojämnaj preparerad med 240
eller 600 grussilikonkarbidiskt metallografiskt papper)
513 4818
(Keller et al., 1989). Utbredningen av fibroblaster
befanns bero pà den polärytfria energin (van der Walk et
al., 1983) sedan àtminstone pä olika polymerytor en liten
cellutbredning konstaterades pà lägpolära delar. Sukenick
et al., (1990) modifierade titanytor med. olika kovalent
fästa sjalv-sammansatta enkelskikt (fyra olika kemiska
slutgrupper; CH¿ C=C; Br; Diol). Den neuroblastomatiska
cellanslutningen till olika ytor var jämförbara men
cellutbredningen var mindre uttalad pà de mest
hydrofobiska ytorna (CH,och C=C).
Osteoblaster är känsliga för subtibla skillnader i
ytgrovhet och ytkemi och gensvar pà ändrad ytkemi genom
ändring av proliferation, extracellulär matrissyntes, och
differentiering (Boyan et al., 1995). Osteoblaster
uppvisade olika fenotyper dä de odlas pà rutila eller
amorfa Tiüfywor, men med samma oxidtjocklek och grad av
grovhet. Skillnader antogs därför vara hänförbara till
kristalliseringen enbart (Boyan et al., 1995).
Osteoblaster har en intitialt större infästning till
grova, sandblästrade titanytor med irregulär morfologi men
genomsnittsgrovhetens (RQ parametrar förutsade inte
cellinfästning och utbredning "in vitro" (Bowers et al.,
1992).
Proliferation- och differentiation-parametrar i osteo-
blast-liknande celler modifierades med växande celler pà
'titanplattor med en ökad grovhet (15-18 pm) (Martin et
al., 1995). Intressant är att celler vid olika skeden av
differentiation responderade olika till samma yta (Boyan
et al., 1995; Schwartz et al., 1996).
En utgångspunkt för de flesta studier "in vitro" pà
karaktären pà ytegenskaper for cellfunktioner är
vidhängandet av celler till ytan pà odlingen. Den resulte-
513 4819
rande interaktionen mellan cellen och ytan, med eller utan
adsorberade molekyler, är därför en fundamental och
självklar del i det exprimentella upplägget. I anslutning
härtill kan det även framhållas att egenskaperna på
materialytan som stimulerande eller inhiberande faktorer
på cellerna skulle kunna vara överbetonade i relation till
andra potentiella och måhända lika viktiga modulations-
faktorer som finns i lanslutning till celler' och ytor i
komplexa biologiska situationer "in vivo".
Studier på titaninplantat i ben (Sennerby et al., 1993a;
Sennerby et al., 1993b), indikerar att osteoblaster inte
vidhaftar på implantatytor och att formering av ben inte
blev initierad vid ytan. Denna observation föreslår' att
studierna på interaktion mellan osteoblaster och titanytor
"in vitro" är av mindre relevans.
Inte desto mindre kan studier "in vitro" där olika
aspekter av den komplexa "in vivo"-situationen kan
studeras i detalj vara av stort värde men det krävs att
förhållandena "in 'vivo" övervägs då "in vitro"-systemet
utformas.
Med utgångspunkt från de publicerade "in vitro"-studierna
kan det fastslås att ytgrovheten verkar påverka
cellprofilerationen ehuru olika beroende på graden av
cellmognad. Skillnader i ytegenskaper kan påverka
cellvidhäftningen och profilerationen fastän mekanismen
inte är uppenbar. Det är även tydligt att olika celltyper
är olika påverkade av ytegenskaperna. Emellertid finns det
till dags dato få studier på effekten av modifierade
titanytor på cellulärt beteende. En genomgång av
litteraturen på "in vivo"-gensvaret för titanimplantat är
därför lämplig. i f
513 4810
I allmänhet har cellvävnadslära, cellkemi- och immun-
cellkemi-tekniker använts för bedömning av mjuka väv-
nadsreaktioner. Beroende pà tekniska svårigheter att uppnà
tunna sektioner av ett intakt metall-vävnadsgränssnitt har
ultrastrukturen pà interface-vävnaden varit svär att
studera (Ericson och Thomsen, 1995). Emellertid har för
metaller i mjuka vävnader en elektropoleringsmetod med
vilken bulkmetallen, men inte de tunna ytoxidlagret,
avlägsnats (Bjursten, 1990), möjliggjort sådana studier.
Macrofagrerna spelar en väsentlig roll under läkningen av
mjuk vävnad runt implantat. Svaret fràn den mjuka vävnaden
pà titanimplantat pä ràttor beskrives av Thomsen och
Ericson i (Brànemark. et. al., 1995). Ett. vätskesutrymme,
som innefattar celler och proteiner fanns närvarande under
den tidigare fasen (1- 2 veckor) efter inplaceringen av
ett. titanimplantat i mjuka vävnader (Johansson et. al.,
1992; Röstlund et al., 1990). Koncentrationen pà
leukocyter och proportionen PMN i vätskeutrymmet minskade
mellan 1 och 7 dagar (Eriksson el al., 1994). Efter 1
vecka vidhäftade majoriteten av inflammatoriska celler i
vätskeutrymmet, företrädesvis monocyter och makrofager,
till fibrinmatrisen vid gränsen mellan vätskeutrymmet och
den reorganiserade vävnaden hellre än till implantatytan.
Efter 6 veckor hade vätskeutrymmet till större delen
försvunnit och makrofagerna hade etablerat kontakt med
implantatytan (Johansson et al., 1992; Röstlund et al.,
1990). Makrofager konstituerar den mest allmänna celltyp
vid titanytan och exhiberade olika fenotyper, såsom
bedömda genom sin ultrastruktur (Johansson et al., 1992).
Immuncellkemiska observationer (Rosengren et al., 1993)
visar att vätskeutrymmet runt ett titanimplantat 1 vecka
efter implantationen innefattar albumin, komplementär-
faktor C3c immunglobuliner, fibrinogen och fibronectin.
Albumin och C30 distribuerades i vätskeutrymmet och genom
hela vävnadsutrymmet under den första veckan. Fibrinogen
513 481
11
och fibronectin samlokaliserades huvudsakligen vid gränsen
mellan vätskeutrymmet och vävnaden och bildade således en
provisorisk matris till vilken makrofager och fibroplaster
vidhäftade.
Efter 6 och 12 veckor, detekterades ingen fibrinogen i den
omgivande vävnaden, däremot upptäcktes strängar av
fibronectin i den omgivande kapseln “(Rosengren et al.,
1996). Collagen av typ I immunreaktivitet, som
sammanfaller med collagen-sammansättningar i den omgivande
vävnaden, uppvisade en distribution liknande den for
fibronectin, och nådde fram i anslutning till titanytan,
men var alltid separerad från denna med ett till flera
lager av makrofager efter 12 veckor.
Den allmänna, sekvensen av cellulär migration och acku-
mulation såväl som läckaget av plasma intill vävnaden i
den omedelbara närheten av implantatytan har blivit
observerad efter implantering av flera olika material,
inkluderande metaller, i mjuka vävnader (Thomsen och
Ericson, 1991). Vävnadssvaret runt nitrogen-jonsimplante-
rade titanskivor isatta i den abdominala väggen på råttor
var inte signifikant olik från den som observerades runt
rena titanimplantat. Emellertid upptäcktes, efter 6 veckor
en predominans av makrofager och multinukleära jätteceller
kring de nitrit-jonsimplanterade skivorna (Rostlund et
al., 1990). En jämförelse mellan titan och Ti6Al4V efter
1, 6 och 12 veckor i densamma råttabdominala väggmodellen
avslöjade inte några skillnader med hänsyn till celltyper
och antal i interfacet (Johansson et al., 1992). Dessutom
hittade författaren inte någon skillnad i bredden for den
fibrosa kapseln. Therin et al. (1990) visade liknande
resultat vid jämförelse av kapseltjocklek för titan, TiO¿-
belagd titan, Ti6A14V, lïík-belagd-Ti6A14V, TiN-belagd-
Ti6A14V, Ti5A12.5Fe och rostfritt stål (316 L).
513 48112
I motsats till polymerer (Chehroudi et al., 1989;
Chehroudi et al., 1990) är studier om mguka vävnader som
har fokuserats pà de biologiska effekterna vid ändrad
yttopografi och grovhet pà metallimplantat relativt fa.
Emellertid visades det i en extensiv ljusmikroskopsstudie
avseende effekterna pä ytgrovleksvariationer hos titan och
rostfritt stàl, (Ungersböck et al., 1994) att jämna
implantat inducerade en tjockare ngukvävnadskapsyl med ett
mellanliggande vätskeutrymme. I kontrast härtill, blev
blästrade och eloxiderade titanplattor med relativt höga
värden pà grovhetparametrar (Ra 0,75) omgivna av ett
signifikant tunnare mjukvävnadslager utan ett
kontinuerligt vätskeutrymme. Pä basis av dessa resultat är
det svart att dra den slutsatsen att det existerar en
enkel relation mellan ökad ytgrovhet och kapseltjockhet.
T.ex. hade Aláh-blästrade titanplattor med en än större
ytgrovhet (Ra 1.5) en kapseltjocklek som var liknande den
runt blästrade, eloxiderade titanprover. Vidare hade trum-
lade titanplattor (Ra 0.15) en kapseltjocklek som var
liknande den vid trumlat och eloxiderat _jamnt. titan (Ra
0.33). Skrovligheten mättes med en profilometer' och den
elementära kompositionen av implantatytor rapporterades
inte. Det är därför möjligt att ytkemikompositionen
och/eller' skrovligheten pà submikrometernixëux skilde sig
mellan proven. Studier pà effekterna hos olika
yttopografier (jämna i förhållande till olika
mikrotexturer mellan 1-10 p) för titanskivor implanterade
i mjuka vävnader pà kaniner visade att collagen typ III
immunreaktivitet detekterades i_ den fïbrösa kapseln runt
flera material, men att .collagen typ I blev positivt
belagd endast. i kapslar runt ititan (von Recum et al.,
1993).
I allmänhet indikerar de exprementella studierna i nUuka
vävnader att metaller blir omgivna av en fibrös kapsyl med
513 48113
makrofager lokaliserade närmast intill ytan, och således
separerande fibroblaster frän ytan. Hitintills finns det
fä tillgängliga morfologiska data pä interface-strukturen
runt titanytsmodifikationer. Det är fbrtfarande en öppen
fråga hur materialytegenskaperna paverkar proteinad-
sorptionen under "in vivo"-förhållanden och hur ytegen-
skaperna pàverkar cellerna närmast ytan. Dessutom är det
inte klargjort hur kompositionen och strukturen av den
omgivande fibrösa kapseln päverkas av materialets yt-
macrofaginteraktionert Det; är ctroligt. att. flera 'tillkom-
mande faktorer mäste övervägas, inkluderande urlakning av
metalljoner, belastningsförhallanden och mikrorörelser
mellan implantatytan och vävnaden.
Censvaret fràn benet pà en skada är regeneration följd av
remodellering av det pä nytt formade benet i riktningen
för' päverkningarnai Analogt. förväntas, när' ett. implantat
insättes i benet, att en liknande kaskad av händelser
uppkommer inkluderande rekrytering av mesencymala celler
till det skadade stället, deras differentiation till
osteoblaster, synteser, för ostoider, och klargörande av
den extra cellulära matrisen. De mesencymala
progenitorcellerna är flerpotenta och kan differentiera
sig till osteoblaster, condrocyter, muskelceller och
fettceller (Caplan och Boyan, 1994). Sträckan för
differentiation av de mecencymala cellerna liksom
regenerationen av benet runt ett implantat är mest troligt
beroende av en kombination av faktorer inkluderande graden
av trauma, lokala och" systemrelaterade faktorer liksom
implantategenskaper och stabilitet.
I det. följande skall lämnas en kort, sammanställning pà
tidigare arbete pä samverkan mellan metallimplantat och
ben. Utförandet av icke-metallimplantat àterges pä annat
ställe (de Groot et al., 1994).
515 481,,
Studier jämförande utformningen pä olika implantat av
metaller inkluderande Vitallium®, niobium, titan,
titanlegering, rostfritt. stal (Johansson et al., 1991),
och zirconium (Albrektsson et al., 1985; Johansson et al.,
1994) i ben avslöjade inte nägra större kvalitativa
skillnader. De gängade titanimplantaten befanns i
allmänhet vara i kontakt med mer mineraliserat ben än de
andra 'typerna av rnetall. Mekanismerna för detta. är inte
klarlagda och inte heller vet man varför egenskaper hos
titan har fördelar vid biologiska applikationer _jämfört
andra. metaller, inkluderande de nämnda i det. periodiska
systemet. Det goda biologiska utförandet. med titan har
tillskrivits titanoxidlagret som täcker ytan, men ingen
övertygande bevisning för denna åsikt har presenterats.
Flera studier har indikerat att en ökad grovhet pa
implantatytor (inom ett visst omráde) förbättrar det
biomekaniska genomförandet för implantat. Benresponsen
visar emellertid sällan skillnader eftersom nägra studier
indikerar en ökad benimplantatkontakt med ökad ytgrovhet
(Buser et al., 1990; Goldberg et al., 1995; Gotfredsen et
al., 1995). Flera studier avslöjar inte nàgon sàdan
korrelation (Carlsson et al., 1988; Gotfredsen et al.,
1992, Thomas och Cook, 1985; Thomas et al., 1985; Thomas
et al., 1987; Wennerberg, 1996; Wilke et al., 1990; Wong
et al., 1995). Brànemark, (1996) utförde en korrelation
mellan morfologiska parametrar och osseointegration av
gängade titanimplantat och olika biomekaniska tester och
kom fram till att utdragningstester huvudsakligen aterger
mekaniken pà omgivande ben medan vridmotstàndsprov vid
borttagning àterger skärkrafterna som leder till plastiska
deformationer i benimplantatsgränssnittet. Biomekaniska
tester som utföres pà implantat med en grov yta (pà
mikrometerniva) som insättes i ben återger möjligen huvud-
sakligen benmaterialets mekaniska interaktion (läsning)
fastän det inte kan uteslutas att skillnader i strukturen
513 4§51
pà interfacet som inte löses med ljusmikroskopi är av
vikt.
Med användandet av en djurmodell liknande den som användes
i den innevarande studien av Sennerby et al (1993b),
studerades bengensvaret 3-180 dagar efter insättningen av
skruvformade titanimplantat. Under 3 dagar migrerades
messencymala celler i skadeomràdet runt implantatet.
Implantatytan blev temporärt *täckt. av multinukleära
jätteceller som försvann med tiden och dä ben-titan-
kontakten ökade. Det nyformade benet sträckte sig frän den
endosteala ytan mot implantatet och formades även som öar
inom implantatgängorna.
Med tiden sammansmälte de tva typerna av nytt bildat ben.
Gängorna som fràn början sköt in i den spiralformade
urtagningen fylldes efter hand med ben som mognade genom
remodellering. Formation av nytt ben direkt vid titanytan
observerades inte vid nagot tidsintervall.
Endast ett begränsat antal studier pà ultrastrukturen hos
vävnad i ben-metallinterface finns tillgängliga. Detta kan
måhända reflekteraf det faktum att preparationen av
interfacevävnad för analys. genom transmitterad elektron-
mikroskopi TEM är tekniskt krävande, speciellt. dä
avkalkningssteget uteslutes.
Albrektsson et al (1982) introducerade polykarbonat-
pluggar med ett tunt lager av föràngad metall som en
modell för metallimplantat. Pluggarna implanterades i. en
kanins tibia. TEM pà partiellt avkalkade prover visade
närvaro (efter 3 månader) av collagen-knippen nära intill
titanimplantatet men de sista 100-500 nm närmast
implantatet. innefattade slumpvis arrangerade fibrer. Ett
-40 nm tjockt lager av partiellt kalciumartad
amorfsubstans, som föreslogs bestà av proteoglycans,
513 481,6
konstaterades vara i kontakt med implantatytan. En
gradient av minskande mineralisering mot implantatytan
beskrevs även. I kontrast. härtill upptäcktes ett. större
antal makrofager och osteocyter i anslutning till
guldbelagda pluggart I senare studier' son1 baseras pà. en
teknik med plastisk plugg, har andra metallbeläggningar
inkluderande zirconium jämförts med titan (Albrektsson och
Hansson, 1986; Albrektsson et al., 1985).
Linder" el al., (1989) studerade interface-morfologirx hos
plomber av titan. Ultrastrukturella observationer i kanin-
corticalben (11 månaders observationsperiod) intill titan,
Tivaniumêh VitalliumCL och rostfritt stàl avslöjade en
oförutsägbar variation i gränssnittets ultrastruktur inom
500-1000 nm för alla metallytor. Tre huvudtyper av inter-
facestruktur upptäcktes; a) Mer eller mindre reguljärt
arrangerade sönderspaltningar av collagen, med de longitu-
dinella korsbanden (mn 68 1¶n typiska för ttyp-I-collagen,
närmande sig metallytan till inom 50 nm; b) Typ-I-colla-
genfibriller separerade frän implantatet genom en zon av
odistinkta strukturer, men med nagot fiberaktigt material,
i de flesta fall omkring 500 nm i tjocklek, men ibland upp
till 1000 nm; c) Typ-I-collagsfibriller separerade fràn
implantatet av en 500-600 nm zon av tunna fiberaktiga
strukturer, klart mer täta än i fallet enligt b. Det fanns
inget strukturellt särdrag som specificerades för ett
speciellt material (Linder et al., (1989).
Sennerby et al., (1992) undersökte interfacemorfologin för
titanimplantat insatta i en kanins tibia under 12 mànader
och fann mineraliserat ben existera mycket nära
implantatsytan utan nàgon uppenbar minskningsgradient för
koncentrationen av benmineral mot implantatytan. Ett tunt
lager av amorft icke-mineraliserat material (100-200 nm
tjockt) var närvarande perifert till det. mineraliserade
benetu I anslutning härtill synligt när ndneralisationen
513 4811,
var låg, upptäcktes en omkring 100 nm bred elektrontät
tunnlagerbegränsning som bildade gränsen mellan
mineraliserat ben och det amorfa lagret. Denna tunnväggiga
begränsning kunde ofta ses i direkt kontinuitet med
tunnväggsbegränsningar som skiljer osteocytkanalisering
eller separerar ben av olika mineraliseringsgrader.
Steflik studerade interfacemorfologin vid olika typer av
implantat i hundkäke och använde TEM och hög spännings-TEM
och fann en omkring 50 nm bred elektrontät deposition vid
implantatytan (Steflik et. al., 1992 a; Steflik et al.,
1992 b). Inga skillnader sägs mellan belastade och
obelastade implantat (Steflik et al., 1993).
Nanci et al., (1994) studerade vävnadsresponsen pà
titanimplantat som sattes in under 1 dag till 5 mànader i
tibian och femur pà råttor. Morfologin pà inter-
facevävnaden varierade. För det mesta bestod gränssnittet
mellan ben och titanimplantat av ett tunt, elektrontatt
lager. Detta interfacelager upptäcktes bàde intill
mineraliserat ben och omineraliserat collagen. Vid
immuncytokemiska tekniker, visade det sig att det
elektrontäta lagret som beskrivs som tunnväggsbegräsningar
var immunreaktiva for osteopontin. Cementerade linjer i
det omgivande benet, ofta i kontinuitet med
tunnvaggsbegränsningarna vid implantatytan, visade
liknande immunreaktivitet for osteopontin. Osteocalcin,
fibronectin, och albumin visade ingen framträdande
ackumulation vid gränssnittet. I en nyligen gjord studie
av Mc Kee och Nanci, (1996) föreslås att osteopontin-
funktioner som en medlare for cell-matris och matris-
matris/mineral-vidhäftning under formatering, förändring
och reparation av mineraliserad vävnad.
En genomgång av litteraturen av den mjuka vävnadens
gensvar pà titanimplantan är viktig eftersom en penetre-
513 481,8
ring genom skinn och mucoösa membran är nödvändig för att
tillata infästning av yttre protetiska applikationer (dvs
tänder och epiteser). Intresset har fokuserats pä
villkoren för en adekvat anpassning av den nguka vävnaden
till det penetrerande elementet. Empiriskt har det visat
sig att en noggrann kirurgisk teknik med minimal rörelse
vid gränssnittet. genom en tät. vidhäftning av den mjuka
vävnaden till det underliggande benet. kan ge adekvata
förhållanden för kliniska percutana och permucosala
imp1antat/förankringsenheter.
I studier av relationen mellan titanytor och epitelium och
anslutbara vävnader har större delen av observationerna pä
människor blivit utförda i prov frän den orala kaviteten
(Sanz et al., 1991; Seymour et al., 1989; Tonetti et al.,
1993) och fràn den craniofaciala regionen (hörhjälpmedel
med benkonduktivitet) studerad i (Holgers 1994). I en
ljusmikroskop och ultrastrukturell studie av orala
implantat (Sanz et al., 1991) visade sig de
inflammatoriska infiltrationerna vara sar i den icke-
infekterade periimplantatvävnaden. När gingivitis
emellertid observerades var de inflammatoriska
infiltrationerna större, dominerade av de mononuklenära
cellerna och plasmacellerna. (Seymour et al., 1989)
karakteriserade mucosan runt. Brànemarks osseointegrerade
titanimplantat. Proverna erhälls fràn frisk mucosa eller
med kliniska tecken pà inflammation (gingivites).
Författaren rapporterade närvaron av inflammationer i bada
situationerna (frisk gingiva eller gingivitis) men fann
större inflammatoriska infiltrationer och högre cellantal
när kliniska tecken pä gingivitis var närvarande.
Författaren drog den slutsatsen att mucosal reaktion var
ett stabilt och väl kontrollerat svar. Liknande upptäckter
rapporterades kring kliniskt fhngerande benförankrade
percutana implantat (Holgers, 1994), som föreslog att en
515 481.9
immulogisk kompensation för förlusten av barriärfunktion
föreligger vid implantat med kliniskt irriterat skinn.
Relationen epiteliala celler och ytan pä implantat säväl
som de gängse observationerna pà epiteliala nedsänkningar
har antagits spela en viktig roll för funktionen hos
implantat, bade i orala. och percutana applikationer. I
kontrast till observationerna pa dentala implantat
(Listgarten och Lai, 19975; Schröder et al., 1981) sägs
ingen nära kontakt mellan epitelium/collagenous-vävnad och
ytan pä percutana titanimplantat (Holgers et al, 1995).
Som slutsats indikerar dessa observationer att maskin-
tillverkade tfitanimplantat i nguka vävnader pà människor
omges av inflammatoriska celler som verkar att åstadkomma
en skyddsbarriär som skulle kunna kompensera för en icke-
optimal epitelial barriär.
Analys pà ett àtervunnet osseointegrerat kliniskt
titanimplantat (3 manader) (Lausmaa, J. 1988) avslöjar en
ökad oxidtjocklek (med en faktor 2-3) jämfört med ett icke
implanterat prov. En liknande "in vivo" oxidtillväxt har
rapporterats tidigare. Genom användning av Auger
elektronspectroskop, Mc Queen et al., (1982) observerades
det att efter 6 är i ett mänskligt käkben det ursprungliga
50 Å tjocka oxidlagret pà titanimplantatsytorna hade ökat
till ett 2000 Å tjockt oxidlager.
Sundgren et al. (1986) undersökte gränssnittet. för ben-
titan och ben-rostfritt stal i människokroppen och kom
fram till att bade tjockleken och uppbyggnaden av
oxidlagren pä implantaten hade ändrats under tiden för
implantation. Beroende pà lokaliseringen, kvarblev
tjockleken opàverkad (cortical-ben) eller ökade 3-4 ganger
(ben-marrow). I bàda fallen infördes Ca och P i oxiderna.
515 4s¿O
För titanimplantaten uppträdde oxidationsprocessen over en
längre tidsperiod (flera är).
I en ljusmikroskopstudie av Sennerby et al. (1991),
analyserades sju kliniskt stabila (1-16 är) osseointeg-
rerade dentala implantat morfometriskt. Den större delen
av implantaten var ii kontakt med mineraliserat ben (56-
85%), oavsett observationsperioden. Carlsson et al. (1994)
uppskattade vävnaden runt implantat med olika
skrovligheter och insatta experimentellt i inflammerade
knän. Blästrad titan och hydroxyapatit-belagda implantat
kom i kontakt med ben varigenom jämna titanimplantat ofta
omgavs av fibrös vävnad.
Sennerby et al. (1991) undersökte strukturen pà gräns-
snitten omkring sju kliniskt stabila dentala implantat (1-
16 är) genom morfometri. I omräden med mineraliserat ben
nära titanytan observerades ett icke-mineraliserat amorft
lager. En elektron tunnväggsbegränsningsliknande linje
observerades mellan det mineraliserade benet och den 100-
400 nm breda amorfa zonen.
Ultrastrukturella observationer utfördes pä metallen-benet
vid gränssnittet för implantat insatta i tibia pà patien-
ter med artrosis och reumatisk artritis (7-20 mänader)
(Serre et. al., 1994). Implantaten hvar alla skruvformade
och av rent titan bestående implantat och de var samtliga
"osseointegrerade". Ingen skillnad mellan ultrastrukturen
pà gränssnittet mellan normalt ben och implantat jämfört
med gränssnittet för artrotic och artrific ben
observerades. Heterogeniteten i gränssnitten kunde också
bekräftas i denna studie fastän den 100-400 nm breda
amorfa zonen, rapporterad av Sennerby et al. (1991), icke
förelag.
513 48121
I en ultrastrukturell studie av gränssnittet av ett
plasma-sprayat dentalimplantat av titan insatt i en
människa (ITI), (flemmerle och Vogel, 1996), noterades tva
olika. interferella. strukturer. Bàde benkristallerna upp-
komna pä implantatytan och en granular elektron-tät
substans anbringad mellan den plasma-sprayade belaggningen
och benet. observerades. Roher“ et. al., (1995) undersökte
icke-avkalkade histologiska sektioner frän 12 ossiointe-
grerade med titanplasmaspray-belagda (TPS) och TPS-behand-
lade med hydroxyapatit använda implantat (IMTEC) fràn en
patient. Samtliga implantat blev framgångsrika och stabila
efter 1 är när proven àtervanns. Bàda implantattyperna
användes med samma framgång och inga morfologiska diffe-
renser observerades mellan de tva implantattyperna.
Avsikten med föreliggande uppfinning är att àstadkomma en
hög grad av ben-till-implantatkontakt. hos ett
titanimplantat medelst en ytmodifiering i enlighet med
patentkravets 1 kännetecknande del.
Uppfinningen baseras pà en omfattande experimentiell
studie som Lnnyttjar olika modifierade titanytor. I det
följande summeras de experimentiella procedurerna.
Detaljer kan framgå i en avhandling, (C.LarssonI The
Interface between bone and metals with different surface
properties) inkluderande följande rapporter;
~ I. C. Larsson, P. Thomsen, J. Lausmaa, M.. Rodahl, B.
Kasemo och L. E. Ericson. Bengensvar till ytmodi-
fierade titanimplantat. Studier pà elektropolerade
implantat med olika oxidtjocklekar och morfologi.
Biomaterial 1994 (15) 13, 1062-1074.
II. C. Larsson, P. Thomsen, B-O Aronsson, M. Rodahl, J.
Lausmaa, B. Kasemo och L.E. Ericsson. Bengensvar pä
ytmodifierade titanimplantat” Studier pà det tidiga
515 48122
vavnadssvaret till maskinbearbetade och elektropole~
rade implantat med olika oxidtjocklekar. Biomaterial
1996 (17) 6, 605-616.
III. C. Larsson, P. Thomsen och L.E. Ericson. Ultrastruk-
turen pà interface-zonen mellan ben och ytmodifierad
titan (i manuskript).
IV. C. Larsson, P. Thomsen, B-O Aronsson, M. Rodahl, J.
Lausmaa, B. Kasemo och L.E. Ericson. Bengensvar till
ytmodifierade titanimplantat. Studier pà vav-
nadsgensvaret efter 1 år itill maskinbearbetade och
elektropolerade implantat med olika tjocklekar.
Journal of Materials Science: Materials in Medicine,
submitted.
V. C. Larsson, P. Thomsen, J. Lausmaa, P. Tengvall, B.
Walivaara, M. Rodahl, B. Kasemo och L.E. Ericson.
Bengensvar till ytmodifierade titanimplantat. Studier
pà tidigt vavnadssvar till olika ytkarakteristiker (i
manuskript).
Gängade skruvformade implantat tillverkades med maskin-
bearbetning avi ren titan (grad I, 99,7%) (Permascand,
Ljungaverk, Sverige).
Implantatytorna. modifierades med olika preparations-
tekniker (summerade i tabell I nedan). Samtliga implantat
har en längd av 4 mm och en diameter av 3,75 mm.
Cirkulara, skivformade implantat (diameter 10 mm, tjocklek
1,8 mm), tillverkades med maskinbearbetning fràn en
titanstàng (99,7%) (Permascand, LJungaverk, Sverige).
Dessa implantat användes för studier pà protein-adsorption
"in vitro" och inflammation i mjuka vävnader.
513 48213
Teknikerna för' preparation cxíu ytmodifikation av de tre
typerna av implantat (maskinbearbetad, elektropolerad, och
elektropolerad plus eloxidering) användes i de tillhörande
experimenten a) och b) som de beskrives i detalj i
tabellerna I och Il nedan.
Under elektropolerings-tekniken användes provet som en
anod i en elektrokemisk cell. Genom att variera
elektrolytsammansättningen och processparametrarna
(temperatur, spänning och ström) i cellen kan olika ytbe-
handlingar utföras, inkluderande elektrokemisk polering
(elektropolering) och anodisk oxidation (eloxidering).
Elektropolerings-tekniken, som fungerar som en styrd
elektrokemisk upplösning av ytan (Landolt, 1987), utfördes
vid 22,5 \7 i en elektrolyt bestäende av en blandning av
540-600 ml metanol, 350 ml butanol och 60 ml perklorsyra
med en fastställd temperatur pà -30%) Varje prov polerades
i 5 minuter, vilket bedöms vara tillräckligt för att
avlagsna mindre än 100 pm av material frán ytan.
Elektropoleringsproceduren utfördes för att pwoducera en
jämn, spegellik ytfinish. Den har även effekten att
avlägsna plastiskt deformerade amorfa ytlager som
resulterar frän maskinbearbetning av materialet. Efter
elektropolering sköljdes proven noggrant i metanol för att
avlägsna elektrolytrester.
Anodisk oxidation (eloxidering) (Ross, 1975) utfördes vid
80 V i en elektrolyt med M ättikssur syra i rums-
temperatur. Denna procedur producerade en ljus, gràaktig
och purpurfärgad färgsättning pä ytan, beroende pà att
ljusinterferens utbildades i den tjocka oxiden. Det är väl
etablerat att anodisk oxidtjocklek är linjär beroende pà
den applicerade spänningen, med en växande konstant a z 2-
3 nm/V för titan, beroende pà experimentella förhållanden.
513 481
24
De anodiserade proven skoljdes noggrant i avjoniserat
vatten följt av skoljning i etanol.
Scanning Auger Elektronspektroskopi (AES; Perkin-Elmer PHI
660, Eden Prairie, USA) användes for att. analysera den
ytelementära sammansättningen. Oxidtjockleken uppskattades
frän AES-djupprofilanalys. Åtminstone tvà olika fläckar
(diameter 100 pm), lokaliserade vid eæi gängade delen av
provet, analyserades. Djupprofiler erholls vid 2 punkter
(diameter 10 pm).
AES oversiktsspektra erholls fràn tva områden med diameter
200 pm pa ett prov av skivformade, maskinbearbetade,
elektropolerade och elektropolerade och eloxiderade
titanimplantat.
Skannande elektronmikroskopi (SEM; JEOL JSM-T-300, och
Zeiss DSM 982 Genini) användes för att erhàlla en
översiktsbild av yttopografin. Atomär kraftmikroskopi
(AFM; Nanoscope III, Digital Instruments, USA) användes
for en mer detaljerad karakterisering av yttopografin och
grovheten. Ytgrovheten (Rmj och ytareaforstoring (Amñ)
räknades fram genom användning av dataprogram for AFM-
instrumentet.
Kontaktvinklarna. mättes med användning av Ramé-Hart
goniometer, modell 100. Framätgàende och bortledande kon-
taktvinklar bestämdes för titan (kontroll), elektropo-
lerade och elektropolerade plus eloxiderade prover, bade
med Millipore filtrerat vatten och med metylen¿jodid. En
droppe (5 pl) av vätskan placerades pä tre olika ställen
pà varje prov. Bàde hogra och vänstra vinklarna pa droppen
uppskattades och genomsnittsvärdena beräknades. Proven
rengjordes (i anslutning till de konventionella
rengöringsstegen med trikloretylen, acetone och etanol)
med 95% etanol och lufttorkad inom 30 minuter fore analys.
513 48215
Ytenergin beräknades och föredragna värden pà ytspänning
för 'vatskorna i. rumstemperatur' (Wu, 1982), användes för
vatten och metylen-jodid.
Implantaten rengjordes ultrasoniskt. i trikloretylen;
aceton; och metanol. Efter ytmodifiering (elektropolering
och/eller eloxidering), utsattes alla implantaten för ett
slutligt ultrasoniskt rengöringssteg i etanol (70%).
Slutligen blev implantaten antingen autoklaverade i 120°C i
minuter eller y-bestràlade vid 28.9 kGy i 25 timmar vid
°C. De väteperoxid-behandlade implantaten behandlades vid
mM Hßk i 40 timmar vid 8°C efter den ultrasoniska ren-
göringsproceduren. Ingen tillhörande sterilisering utför-
des.
De skivformade implantaten rengjordes ultrasoniskt i
trikloretylen; aceton; etanol. Efter ytmodifiering
(elektropolering och/eller eloxidering), utsattes samtliga
implantat för ett slutligt ultrasonsikt rengöringssteg i
etanol.
Rätt-plasma erhölls frän tvà ràttor och användes i
experimenten med protein-adsorption.
Femton Sprague-Dawley-rättor, som vägde omkring 250 gram,
användes íïn“ att studera cellrekrytering (N31 vidhäftning
till titanytor i mjuka vävnader.
Kirurgin utfördes enligt procedurerna som beskrivits
tidigare, (rapporterna I-V) och inplantationen utfördes
bilateralt i de närbelägna tibial-benen. Efter genomträng-
ning genom skinn och periosteum, lyftes en flik för att
exponera benarean. Varje djur mottog således ett implantat
av varje typ.
513 481
26
Efter det. att. djuret. dödats avlägsnades implantaten och
omgivande vävnad "en bloc", dessutom nedsänkt i
glutaraldehyd över natten och därefter* postfixerad i 1%
osmium tetroxide, i tva timmar. Efter avhydratisering
bäddades de oavkalkade proverna in i LR White® (The London
Resin Co Ltd, Hampshire, England).
I studier av protein adsorption "in vitro" uppsamlades,
separerades (SDS-PAGE) och visualiserades (Western blot)
ytadsorberade proteiner. I korthet placerades skivorna i
99,5% etanol, bearbetades ultrasoniskt i 99,5% etanol,
tvättades tre gànger och fick sedan ligga i 99,5% etanol
fram till användningen. Före inkubation med proteiner,
placerades proverna i sneril-filtrerad HBSS med kalcium.
Rätt-plasma inkuberades pà tre ytor av varje slag
(maskinbearbetad, elektropolerad och elektropolerad plus
eloxiderad titan) under 1 minut vid 37°C. Därefter sköljdes
de löst vidhängande proteinerna bort och de ytadsorberade
proteinerna avlägsnades med renande SDS (2%) tillsammans
med enzym-inhiberande medel. Den totala mängden av samlade
proteiner analyserades med BCA "Protein Assay Reagent"
(Pierce, USA) som använder spektrometri (562 nm) och med
rätt-albumin som standard. GEL-elektrofores med förblandad
Tris-glycine (4-15%), gradient acryl amide geler (BioRad,
Minibrodean II), genomfördes för att separera proteinerna.
Efter separationerna överfördes proteinerna till
nitrocellulära membran (70 V, 3 timmar, Tris-glycin-SDS-
buffer) följt av blockering av ospecificerad antikropp som
bunden genom inkubation i 3% gelatin i Tris-NaCl-buffert,
pH 7,5. För att detektera specifika proteiner pa membranet
utfördes 3 inkubationssteg (60 minuter, rumstemperatur) i
Tris-NaCl-Tween-buffer.
Det primära steget inkluderade kanin-anti-rättfibronectin
(FN), get-anti-rattfibrinogen (fraktion 1) (FBN; fàr-anti-
ratt-albumin (ALB); fàr-anti-ràtt-immunoglobulin (Ä (IgG).
515 481
27
Det andra steget inkluderade biotinylerad àsne-anti-fär
IgG; biotinylerad get-anti-kanin IgG och det tertiära
steget innefattade streptavedin förbundet med alkalisk
fosfat. i Tris-NaCl-Tween (TTBS)-buffer. Visualisering av
de etiketterade proteinerna (proven och standard) utfördes
genom inkubation i BCIP/NPT.
Implanteringen av implantat i nguk vävnad utfördes enligt
de tidigare beskrivna. procedurerna (Lindblad M. et al.,
1997). I korthet sövdes 15 Sprague-Dawley-ràttor som vägde
omkring 250 gram, med en i.p. injektion (0,1 ml/100 g
b.wt ) med en 12112 lösning av natriumpentobarbital
(Apoteksbolaget, Sverige; 60 mg/ml), 0,9% saltlösning och
diazepam (Apozepam®, Apothekarnes Laboratorium AS, Norge;
mg/ml).
Rättorna rakades pà ryggen och rengjordes med 2% Jodopax®
i etanol. Snitt, omkring 15 mm lànga och 10 mm isär,
utfördes i ryggens skinn utefter mittlinjen. Subkutana
fickor formades medelst trubbig dissekering och
implantatskivor placerades i fickorna med hjälp av ett par
titankniptänger. I sex rattor utfördes tre snitt längs
varje sida om mittlinjen. Dessa råttor mottog tva av varje
typ av implantat; ett av dessa tvä implantat sköljdes i
steriliserings-HBSS-bufferten (Hanks balanserade
saltlösning med CaCl¿ 2,9 g/l, pH 7,4) varefter det andra
implantatet. sköljdes ii steril saltlösning. De andra nio
ràttorna mottog tre implantat, ett av' varje typ, vilka
sköljdes i saltlösning före inplaceringen. Skinnet
tillslöts med icke-àterabsorberbar sutur. Efter 1 (n=6), 3
(n=6) ocrx 7 (n=3) dagar rengjordes skinnet. pà ryggsidan
hos bedövade ràttor och rättorna dödades med en i.p.
överdos av pentobarbital. Suturerna avlägsnades och
sárytorna drogs försiktigt isär med kniptängerna.
Implantatet avlägsnades och placerades i en steril
polystyren vavnadsodlingsskàl, innefattande 500 ;U_ steril
51328481
HBSS (med kalcium) och förvarad pä is. Det kvarvarande
innehállet (utsvettningen) av kaviteten samlades med
sköljning, genom användandet av upprepade aspirationer (5
gånger) av 500 pl (total volym) steril HBSS (med kalcium).
Varje ätervunnen exudering (utsvettning) förvarades pä is
tills bestämningen av cellräkning och celltyper.
Exuderingen färgades med Türk-lösning och proportionen pä
olika celltyper bestämdes. Det totala medelvärdet pä
antalet celler som fanns i exuderingen beräknades frän sex
(1 och 3 dagar) och tre (7 dagar) ràttor per tidsperiod
och de procentuella medelvärdena pà olika celltyper
beräknades pä samma sätt.
Bestämningen av mängden av DNA associerad med implan-
tatytorna utfördes med en fluorescens-provare (Labarca C.
Och Paigin K. 1980). I korthet. placerades, efter äter-
vinningsproceduren, varje implantat i 500 pl 5 >< 102 M
saltaktig fosfat~buffer med 2 x 108 M EDTA och 2 M NaCl.
Därefter nedfrystes implantaten vid -20°C. Efter upptining
och ultrasonisk behandling av cellerna pà implantaten
(omkring 15 sekunder vid varje sida av implantatet),
tillfördes 200 pl av lösningen till 5 x 101 M saltaktig
fosfat-buffer med 2 M NaCl komplementerad med 1 pg ml” av
flourescensmarkeringen Hoechst 33258 (Sigma, USA) vid
rumstemperatur (15-30 minuter). Proven mättes i en
luminescens-spektrometer med excitiations- och emissions-
våglängder pä 360 respektive 450 nm. Den totala mängden av
DNA bestämdes ur standardkurvor (0,025-2,5 pg DNA per ml).
Det totala medelvärdet av DNA-mängden associerad med
implantatytorna beräknades frän sex (1 och 13 dagar) och
tre (7 dagar) ràttor per tidsperiod.
Bassektioner med 10-15 pm tjocklek preparerades frán
implantat-/ben-proverna (Donath och Breuner, 1982), och
undersöktes, med användning av en Leitz Microvid-utrust-
5132¿s1
ning ansluten till en persondator. Mätningar utfördes
direkt i mikroskopet. Kontakt-förhållandet mellan implan-
tatytan och benvävnaden beräknades. Pa liknande sätt
beräknades proportionen av' benvävnad inom gängorna längs
implantatet. Värdena är angivna som procent ben i direkt
kontakt med implantatet (refererat till säsom ben-kontakt)
och procent av den totala arean inom gängorna som upptages
av xnineraliserat. ben (refererat. till son: benarea). Alla
fem konsekutiva gängorna (med nummer 1 och 2 lokaliserade
i kortex) beräknades. I ettàrsstudien blev värdena för de
3 bästa konsekutiva gängorna även presenterade. Det genom-
snittliga värdet för respektive implantattyp vid respek-
tive tidsperiod beräknades och jämfördes. Efter polymeri-
sationen blev inbäddade implantat delade longitudinellt
medelst sågning. Ena halvan användes för att preparera
grundsektionerna. (Donath cxüi Breuner, 1982) sonl användes
för morfometrisk analys (rapporterna I-II, IV-V) som
beskrives i ovan. Den andra halvan användes för prepara-
tionen av sektioner för ljus- och elektronmikroskopi
(rapporterna I, IV). Implantatet separerädes noggrant frän
den plastiskt inbäddade vävnaden (Sennerby et al., 1992;
Thomsen och Ericson, 1985). Kaviteten som formats efter
implantatavlägsnandet fylldes med plastisk harts och poly-
meriserades innan sektionerna. för' LM (aproximativt. 1 pm
tjock) blev snittade med glasknivar. I dessa sektioner
valdes lämpliga omráden för ultramikrotomi. Ultratunna
sektioner kontrastade med uranyl acetat och blycitrat
undersöktes i Philips EM 400 eller Zeiss CEM 902 elektron-
mikroskop.
I det följande skall uppfinningen närmare beskrivas i
anslutning till nedanstående tabeller och med hänvisning
till figurerna 1 - 6, varvid
figur 1 visar elektronmikroskopbilder av implantat med
olika ytbehandling,
5133481
figur 2 visar AFM-bilder av implantat med olika
ytbehandling,
figur 3 visar det totala antalet celler i exudater runt
implantat med olika ytbehandling,
figur 4 visar DNA-innehåll pä implantat med olika
ytbehandling.
figur 5 visar genomsnittlig benkontakt för implantat med
olika ytbehandling, och
figur 6 visar morfometri för implantat med olika
ytbehandling.
En sammanfattning av resultaten fràn _ytkarakteristikerna
pà de olika proven (rapporterna I-V) presenteras i tabell
I.
Maskinbearbetad (kontroll), elektropolerad, elektropolerad
plus eloxiderad (21 nm tjock oxid) och elektropolerad plus
eloxiderad (180 nm tjock oxid) användes i rapporterna I
och III. De maskinbearbetade titanimplantaten (kontroll)
hade typiska bearbetningsspär* pà 1-10 um. De
elektropolerade implantaten hade en mycket jämn, spegel-
liknande yta utan nägra framträdande ytsärdrag varken vid
liten eller hög förstoring. De eloxiderade (21 nm) proven
syntes också _jämna. medan den eloxiderade (180 nm) hade
porösa regioner oregelbundet distribuerade över den jämna
ytan vilket gjorde implantatytans grovhet heterogen (pä 1
um-skala). Km-värdena som erhålles genom AFM presenteras i
tabell I.
Maskinbearbetad (kontroll), maskinbearbetad plus
eloxiderad (180 nm tjock oxid) elektropolerad, och
513 48131
elektropolerad plus eloxiderad (180 nm tjock oxid)
användes i rapporterna I och III.
De maskinbearbetade (kontroll) och maskinbearbetade plus
eloxiderade ytorna hade liknande ytutseende med typiska
bearbetningsspär pà. 1-10 pm. Den maskinbearbetade plus
eloxiderade ytan visade även en ytterligare, oregelbunden
ytgrovhet pà submikronivà. Den elektropolerade ytan syntes
mycket _jämn medan den elektropolerade plus eloxiderade
ytan presenterade en heterogen yta med oregelbundenheter
distribuerade i form av jämna och grova (10-100 um stora)
områden. Inga maskinbearbetningsspär var synliga pà ytorna
pä de tvà grupperna av implantat som hade blivit
elektropolerade. Rm;värdena som erholls med AFM presente-
ras i tabell I. SEM-bilder visas i figuren 1
(elektropolerade + eloxiderade implantat, a-c;
maskinbearbetade -+ eloxiderade implantat, d). AFM-bilder
visas i figuren 2 (elektropolerade + eloxiderade implan-
tat, a= grov del, b= jämn del; maskinbearbetat + eloxide-
rat implantat, C).
Rapport V
I denna rapport. användes maskinbearbetade, med
glimurladdning renade och termiskt oxiderade, med
glimurladdning renade och nitrerade och med väteperoxid
behandlade implantat.
Den maskinbearbetande (kontroll) ytan hade de karakte-
ristiska spàren, 1-10 pm breda, som beskrivits ovan. De
tva grupperna som blev plasma-renade och därefter
oxiderade och respektive nitrerade hade liknande
yttopografi. Den underliggande kornstrukturen kunde ses
fastän spar fràn bearbetningsproceduren var klart synliga.
De väteperoxid-behandlade implantaten visade tydliga spar
513 48132
fràn bearbetningsproceduren och hade ullig yta som
reflekterade etsningsaktiviteten fràn behandlingen.
Ytkomposition och tjocklek på ytlager
Resultaten av AES-analysen är sammanfattad i tabell I.
Rapporterna I, III.
Samtliga prov hade en relativt konsistent ytsammansattning
oberoende av preparation. Alla spektra dominerades av
framträdande Ti-, O- och C-signaler och spàrmängder av Ca,
S, Si, P, Cl och Na detekterades. Ca och S upptrader mer
frekvent pà kontrollproven än de pà elektrokemisk vag
preparerade proverna. Lägre nivà av C och andra
föroreningar upptäcktes pà cha eloxiderade (80 \O proven.
Djupprofilanalysen resulterade i oxidtjocklekar av 4, 4-5,
21 och 180 nm för kontrollproverna, de elektropolerade,
elektropolerade/ /eloxiderade (10 V) respektive
elektropolerade/eloxide-rade (80 V) implantatproverna.
Rapporterna II-IV
Oberoende av _ytpreparation hade alla. prov relativt. lika
ytkomposition med starka Ti-, O- och C~signaler i
spektrat. Kolföroreningen varierade mellan de olika proven
fràn z34 at % för maskinbearbetade och maskinbearbetade-
eloxiderade prover till ~25 at % för de tva elektropole-
rade proven. Spàrmängder Ca, S, P, Si detekterades (fåtal
procent).
Rapport V
Pà andra prover var Ti, O eller N/O och C dominanta
element. Alla proverna visade relativt laga nivàer (10-15
at %) av kolförorening pà ytorna jämfört med andra studier
(typiskt 30 at % eller mer)(Lausmaa J. 1996). Oxiderna pà
513 48133
de glimurladdningsoxiderade respektive IDO? behandlade
kontrollproverna blev nästan stokiometrisk titandioxid och
av motsvarnde tjocklek (4-7 nm).
I ytterl igare försök:
De diskformade implantaten användes för studier pa
protein-adsorption och inflammation i m_j uka vävnader
bestaende av en TiO2 ytoxid som täckes av varierande
mängder av kolväten och andra spar av föroreningar. För
det mask inbearbetade kontrollprovet , detekterades
kolnivaer kring 50%, och runt 4% Ca och mindre spar av S
och P. För det elektropolerade provet detekterades omkring
% C och spar av Ca, S och Cl. Det elektropolerade plus
eloxiderade provet hade kolnivaer kring 20%, och omkring
6% Ca och spar av S, Cl, Si och Fe. Bortsett fran
variationerna i kolnivaerna, hade de skivformade proverna
en liknande ytkomposition som de motsvarande ytorna pa de
gängade implantaten som användes i tidigare studier
(rapporterna I-V) _
Kontaktvinklar och ytenergi
Kontaktvinklarna mättes pa de cirkulara diskformade
implantaten eftersom det inte är möjligt att mäta kon-
taktvinkeln pa ett skruvformat implantat (tabell II och
III). Kontaktvinkeln (H20 ökande) var lägre för de elektro-
polerade plus eloxiderade implantaten än för de maskinbe-
arbetade och elektropolerade proverna. Beroende pa porosi-
teten pa den elektropolerade plus eloxiderade ytan kan
kapillära krafter sprida vattnet, och pa sa sätt ge en
lägre vattenkontaktvinkel (Andrade, 1985). Den elektropo-
lerade plus eloxiderade ytan hade den största hysteresen
~(skillnaden mellan ökande och minskande vinkeln) när man
matte med metylen-jodid. Ökad ytgrovhet och skillnader i
topografin kan leda till en ökad hysteres. Eftersom alla
515 48134
ytor har en liknande kemisk sammansättning kommer alla
ytor' att. ha samma "reella" kontaktvinkel fastän yttopo-
grafin vill påverka det uppmätta värdet.
VÄVNADS-GENSVARET
Proteinadsorption in vitro
Våra observationer visar att det finns endast små skillna-
der' i proteinadsorption-mönstret. mellan de maskinbearbe-
tade, elektropolerade och elektropolerade plus eloxiderade
titanytorna. Den totala mängden av adsorberad plasma-
protein var liknande på de tre ytorna. Proteinkoncentra-
tionerna som erhålles för maskinbearbetad titan 1,15
mg/Ml, elektropolerade titan 1,05 mg/ml respektive
elektropolerade plus eloxiderade skivor 1,25 mg/ml.
Dessutom var innehållet av selekterade plasmaproteiner,
albumin, fibrinogen, fibronektin och IgG lika.
Inflammatoriska reaktioner i mjuka vävnader
Det totala antalet celler i exuderingarna och associerade
med ytorna i de maskinbearbetade, elektropolerade och
elektropolerade plus eloxiderade diskarna är visade efter
olika tider for implantation i figurerna 3 respektive 4.
I figur 3 visas det totala antalet celler (x1O4 per ml) i
exudater runt maskinbearbetade, elektropolerade och
elektropolerade plus eloxiderade titanskivor som är
erhållna från sidkantfickor i vävnad på råttor efter 1 - 7
dagar. Genomsnitt +/- s e H = förinkuberade i HBSS; S =
förinkuberat i saltlösning.
I figur 4 visas DNA innehåll på maskinbearbetade,
elektropolerade och elektropolerade plus eloxiderade
titandiskar som hämtats från kantfickor i vävnader i
515 481
ràttor efter 1-7 dagar. Genomsnitt +/- s e H =
förinkuberad i HBSS; S = preinkuberad i saltlösning.
Det framgår att antalet celler minskar med ökande
observationsperioder vid alla implantattyper. Inga större
skillnader i absolut totalt cellantal detekterades mellan
ytorna. Maskinbearbetat titan som förinkuberats i
saltlösning var ett större undantag som visade det högsta
cellantalet bland alla prover.
Med ett större undantag, var mononukleara celler
(monocyter/macrofager, lymfocyter) dominerande i exude-
ringarna kring implantaten vid alla tidsperioder (Id:
maskinbearbetad Ti 33% (HBSS) och 33% (saltlösning),
elektropolerad 47% (HBSS) och 50% (saltlösning), elek-
tropolerad plus eloxiderad 47% (HBSS) och 55%
(saltlösning) 3d2) maskinbearbetad 'Ti 81% (saltlösning),
elektropolerad 87% (saltlösning), elektropolerad plus
eloxiderad. 82% (saltlösning), 7dI maskinbearbetad Ti 89%
(saltlösning), elektropolerad 100% (saltlösning),
elektropolerad plus eloxiderad 94% (saltlösning). I
kontrast till andra implantat, har maskinbearbetat titan
en markerat lägre proportion av mononukleara celler efter
ld, och en motsvarande högre proportion av PMN. Denna
diskrepans observerades inte vid andra tidpunkter. Ingen
skillnad :i proportion av celler i. exudaten observerades
mellan implantat som hade inkuberats i HBSS eller
saltlösning.
Morfologi och morfbmetri
Ûbservationer med ljusmikroskopi
513 4836
Rapport I
Efter 7 veckor fyllde omoget ben med vävd karaktär de
kortikala gängorna runt alla implantat. Vid denna
tidsperiod hade de endast elektropolerade implantaten
mindre endosteal intramodullär nerväxt i benet än de
maskinbearbetade och de elektropolerade plus eloxiderade
(180 nm tjocka oxiden) implantaten. De elektropolerade
plus eloxiderade implantaten hade den högsta benkontakten,
50% i forhällande till 20%, for de enbart elektropolerade.
Efter 12 veckor, var den generella organisationen av benet
runt implantaten densamma som observerades efter 7 veckor.
Endast. en mindre okning :i benkontakten mellan 7 och 12
veckor upptäcktes for de elektropolerade plus eloxiderade
implantaten, varvid emellertid för de tvä elektropolerade
proven med en tunn oxid den ökade benkontakten hade nätt
samma nivä som det elektropolerade provet med tjock oxid.
Rapporterna II, IV
Efter 1 vecka var det kortikala benet i allmänhet i nära
kontakt med de maskinbearbetade och maskinbearbe-
tade/eloxiderade implantattyperna. Båda de elektropolerade
implantattyperna hade lägre värde for ben-implantatkontakt
vid denna tidsperiod (< 5%).
Vid 3 veckor hade nybildat ben fràn endosteum nätt
implantatet och fyllde gängorna vilka initialt sköt in i
kaviteten i märgen. Inga kvantitativa skillnader
upptäcktes mellan grupperna.
Vid 6 veckor hade det elektropolerade implantatet en lägre
benkontakt än det elektropolerade plus eloxiderade
implantatet säväl som de maskinbearbetade implantaten, se
figurerna 5 och 6 som visar genomsnittlig benkontakt (%),
513 4837
n=8, for de olika gängorna (1-5, vid 6 veckor (handling
II), resp. morfometri (%) och genomsnittlig benkontakt och
benarea efter 1 är. De elektropolerade implantaten visade
också den lägsta mängden ben inom gängorna. De tvä typerna
av maskinbearbetade implantat omgavs av vidare benkrage än
de elektropolerade implantaten. I allmänhet. var benet i
storre utsträckning i direkt kontakt med implantatytorna.
Efter 1 är var nästan alla gängor fyllda med laminärt ben
och implantatytorna var i nära kontakt med det omgivande
benet (60-70%), se figur 6. Bensvaret till de olika
implantattyperna var lika. Bensvaret, kring den
elektropolerade implantatgruppen var ekvivalent med de
andra grupperna efter 1 är.
Rapport V
Efter 1 vecka var det kortikala benet ofta i nära kontakt
med implantaten fastän inga nya benformationer kunde ses
vid skärkanten pà cortex. Inga kvantitativa skillnader
sägs mellan grupperna.
Vid 3 veckor nädde nytt format ben frän endosteun
implantatet. och fyllde gängorna som initialt. var fyllda
med marrow-vävnad. Markerade kännetecken pä resorption och
osteoid karakteriserade ytan pà det kortikala och
trabekulära benet som vetter mot implantatytan. Även vid
denna, tidpunkt kunde inga skillnader detekteras i
benkontakten eller benarean mellan grupperna.
Vid 6 iveckor fanns inga kvalitativa eller kvantitativa
skillnader mellan grupperna. Benet var i stor utsträckning
i direkt kontakt med implantatytorna och dessa
observationer liknade den som observerades i rapport II.
513 48138
Ultrastrukturella observationer
Rapport III
En generellt lägre grad av mineralisering upptäcktes kring
de elektropolerade implantaten och tillsammans med den
jämna fïakturkonturen gjordes produktionen av Ldtratunna
sektioner liksom tolkningen av gränssnitten lättare. Det
fanns konstant ett lager' av' amorft. material mellan det
mineraliserade benet och implantatytan (0,2 pm brett). De
elektropolerade plus eloxiderade implantaten (tjock oxid)
var mer svära att undersöka (likadant för de maskinbearbe-
tade implantaten) eftersom en separation av implantatet
frän den plastiskt inbäddade vävnaden oftast resulterade i
en rubbning av interface-vävnaden. Benet runt de
elektropolerade plus eloxiderade implantaten hade i
allmänhet. ett :mycket högre innehäll. av' benmineral än de
enbart elektropolerade implantaten. Ett amorft lager
upptäcktes även runt dessa implantat, generellt nagot
tjockare än för de enbart elektropolerade implantaten.
Närvaron av tunnväggiga begränsningar som bildar gränsen
for det. mineraliserade benet. mot implantatet. upptäcktes
vanligtvis runt. de elektropolerade plus eloxiderade
implantaten med tjock oxid.
Diskussion
Den relativa vikten av olika ytegenskaper för biologiskt
genomförande av implänterat biomaterial är i. stort. sett
okänt. Strategin som valdes i arbetet var att systematiskt
ändra ytegenskaperna pà titanimplantat och därefter
värdera det biologiska svaret pà en djurmodell.
513 4sgg
Ytkemin, topografin och mikrostrukturen for titanytor har
varierats pà ett. välkontrollerat sätt i denna tes. Det
finns flera sätt att modifiera de olika egenskaperna även
om det är svårt att hälla alla parametrarna kontrollerade.
Biokompatibilitet och modifierade titanytor
Implantering av icke-biologiska material i biologiska
omgivningar leder till en tids- och delvis material-
beroende sekvens av inflammatoriska och reparativa pro-
cesser, fastän, sàsom betraktats i ovanstående intro-
duktion, de olika materialrelaterade faktorerna som
påverkar dessa svar inte kan fullt förstås är det tydligt
att. proteinadsorption och cellulär vidhaftning till
materialytor är väsentliga komponenter för vävnadssvaren.
I tidigare studier i detta laboratorium (betraktad i ovan-
stàende introduktion), har de mjuka vävnadsreaktionerna
runt maskinbearbetade titanytor karakteriserats, inklude-
rande den cellulära distributionen och strukturen pà
titan-metall-gränssnitten i experimentella och mänskliga
applikationer.
I experimentella studier "in vivo" och i olika "in vitro"-
modeller, har ytans vätningsformäga, kemiska komposition,
monster för protein-adsorption och influensen frän exogena
stimulantia funnits pàverka den inflammatoriska
celluppbyggnaden, distributionen och det sekretoriska
gensvaret. Dessutom med bakgrunden fràn en tidig (och
transient) distribution av mononukleära och multinukleära
celler pà den maskinbearbetade titanytan under de
inflammatoriska händelserna som foregàr benformationen i
gränssnittet (Sennerby et al. , 1993 a; Sennerby et al. ,
1993 b) har studier pà protein-adsorption och cellulär
uppbyggnad och vidhäftning till ytmodifierade
titanimplantat initierats.
515 481,0
Observationerna fràn innevarande experiment pà "in vitro"
plasmaproteinadsorption och cellulär återuppbyggnad och
vidhäftning i nguka vävnader pà ràttor indikerar att inga
större skillnader observerades vid ett fàtal utvalda
tidpunkter, bortsett fràn de skilda ytegenskaperna som
exhibierades av' de 1naskinbearbetade, elektropolerade och
elektropolerade titanskivorna. Vi har ingen förklaring
till det. relativt. högre cellantalet. vid maskinbearbetat
titan efter" 1 dag, li överensstämmelse med andra. nyligen
genomförda observationer (Thomsen et al., i nmnuskript),
var de maskinbearbetade titanproverna associerade både med
ett relativt större inflöde och association av celler till
ytorna efter 1 dag än de andra materialen, Dessutom
indikerar vara data att denna inflammatoriska respons är
högre om implantaten är för-inkuberade i saltlösning än
HPSS (med kalcium). Dessutom blev den inflammatoriska
exudaten kring de maskinbearbetade implantaten associerade
med en markerat högre proportion av PMN. Intressant är att
guldimplantat med mindre inflammatoriska celler i exudaten
än hydroxyerat och metylbehandlat guld, blev associerat
med en likadan, relativt högre PMN predominans efter 1 dag
(Lindblad et al, 1997).
Föreliggande resultat tillsammans med tidigare experi-
mentiella och kliniska studier som använder maskinbear-
betade implantat i mjuk vävnad, ger en indikation om att
även de elektropolerade och elektropolerade plus
eloxiderade implantaten tillhör en grupp av material med
biokompatibla egenskaper för mjuk vävnad.
Osseointegratíons-processen
Osseointegrations-processen och modifierade titaqytor
513 481
41
Det systematiska tillvägagängssättet enligt rapporterna I-
V gjordes med syftet att värdera om och hur variationer
hos egenskaperna pä metallimplantatytorna ocksa kunde
inducera en variation i benlreaktionerna, såsom utvärderas
genom ljusmikroskopisk morfometri och ultrastrukturell
analys. Säledes skulle tjocklek, morfologi, topografi och
kemisk komposition pà ytlager avsiktligt kunna varieras i
mer eller mindre grad. Dä det maskinbearbetade titanet
konstituerar implantat pä vilka ytmodifikatoner har gjorts
och eftersom det dessutom finns en stor volym av
vetenskapliga data pà materialet samt biologiska och
kliniska egenskaper för dessa maskinbearbetade
titanimplantat blir de alltid inkluderade som en referens
i separata experiment.
Trots en omfattande användning av maskinbearbetade
titanimplantat i ben har mekanismerna for att uppnä
osseointegration varit mindre väl forstàdda. Tidigare
experimentiella studier som använder samma experimentella
modeller som i denna tes (Sennerby et al., 1993a; Sennerby
et al., 1993b) att implantatytan inte tjänar som en fast-
sättning for osteoblaster och inga bevis erhållits som
indikerar att mineralisering initieras pä ytan: i stället
observerades benformation efter 3 dagar i endosteum frän
vilket bensträngar skjöt ut mot implantatet, och efter 7
dagar säsom solitära öar inom gängorna. I bada lokalite-
terna uppträdde mineralisering genom deposition av mineral
i den collagena matrisen. Benet växte således mot implan-
tatytan och den collagena matrisen for gränssnittet blev
den sista delen av omgivande benet som blev mineraliserat.
Efter längre tidsperioder, indikerar observationer fran
djurexperiment. och mänskliga àtervinningsstudier
(betraktade i introduktionen ovan) att osseointegration av
icke-funktionella och funktionellt belastade maskinbearbe-
tade, gängade titanimplantat kännetecknas morfologiskt av
en hog mängd av remodellerat ben inuti gängorna, en hog
513 481 42
ben-implantat-kontakt och en separation av mineraliserat
ben fràn implantatytan genom en tunn zon av amorft
material.
Sammanfattningsvis kan man finna att ytmodifierade
titanimplantat. bedömda i. innevarande studie (rapporterna
I-V) väsentligen delar de biologiska egenskaperna med
maskinbearbetat titan? tidigare benformation fortsätter
mot implantatytan och vid senare tidsperioder blev
samtliga implantat osseointegrerade.
Ett större undantag var den relativt laga benkontakten som
observerades vid elektropolerade implantat i den tidigare
fasen (rapporterna I-II). En möjlig förklaring till denna
observation kunde vara existensen av ett initialt, större
avstànd mellan de elektropolerade implantaten och den
omgivande vävnaden (beroende pà borttagande av mindre än
100 pm (w 50 pm)) av implantatytan under den elektrokemiska
processen). Den lägre graden av benförmation runt endast
elektropolerade prov efter 6 veckor i jämförelse med de
elektropolerade plus eloxiderade proverna. kan emellertid
inte förklaras av skillnaden i möjliga initiala avstànd
mellan implanttytan och vävnaden. Det kan antas att
kombinationen av en heterogen submikrogrovhet (jämn/grov;
75%/25%), ökad oxidtjocklek (180 nm) och därmed en ökad
kristallinitet pà den elektropolerade plus eloxiderade
ytan är fördelaktiga egenskaper associerade med de
elektropolerade plus eloxiderade implantaten. Denna
kombination av egenskaper har inte utnyttjats tidigare som
del av ett implantatelement utan rapporter i litteraturen
indikerar endast att t.ex. graden av kristalliniteten
skulle kunna (sasom en ensam egenskap) päverka
cellbeteendet.
I studier "in vitro" befanns en ökad kristallinitet (under
det att man häller oxidtjocklek- och grovhets-parametrarna
513 481
43
konstanta) utgöra influens pà fenotypiska uttryck för
osteoblaster (Boyan et al., 1995). "In vitro"-studie har
även visat att grovheten pä substratkulturen päverkar
osteoblastliknande cellförökning; differentiation och
matrisproduktion (Martin et al., 1995). Dessutom svarar
celler vid olika skeden pà differentiering "in vitro"
olika pà samma yta (Boyan et al., 1995; Schwartz et al.,
1996). Därför är det om man extrapolerar "in vivo"-
förhållandena möjligt att titan-ben interaktionen kunde
bli olika vid tidigare och senare tidsperioder beroende pä
tidsberoende ändringar i gränssnittet för typerna pä
celler som finns närvarande och deras mognadsgrad.
Fastän motstridiga data finns i litteraturen indikerar
tidigare studier "in vivo" att en ökad ytgrovhet (>1um-
nivä) kan befrämja ben-adaption till titanytor (Buser et
al., 1991; Coldberg et al., 1995; Gotfredsen et al.,
1995). Det är därför intressant, pà basis av innevarande
ettàrsdata (rapport IV), att för det första, alla ytor
(maskinbearbetade, maskinbearbetade plus eloxiderade,
elektropolerade, elektropolerade plus eloxiderade), och
vilka är relativt _jämna _jämfört, med sandblästrade eller
plasmasprayade ytor, uppvisade en hög grad av ben-till-
implantat-kontakt och en hög proportion av ben inom
gängorna, och för det andra att de morfometriska värdena
var lika med eller högre än de värden som erhölls för
relativt grövre ytor i. andra studier som använder samma
experimentiella modell (Wennerberg, 1996). Vi har ingen
klar förklaring till dessa observationer. En möjlig
förklaring är att den jämna elektropolerade ytan har
uppnätt en tjockare oxid och därmed en ändrad topografi
under den längre implantationsperioden (1 är). Nägot bevis
att sädana processer kan vara operativa är konstaterandet,
"i mänskliga ätervinnande-studier, att tjockleken pà oxiden
har växt med tiden (Lausmaa, 1988; Mc Queen et al., 1982;
Sundgren et al., 1986). En annan möjlighet är att
513 48144
omfattningen av benformationen och mineraliseringen runt
de maskinbearbetade och ytmodifierade titanimplantaten
blev pàverkade av jonfrigörning. Titan-joner (Ti“) har en
dos-relaterad inhiberingseffekt pà kalciumhalten "in
vitro" (Blumenthal och Cosma 1989). Jonfrigöringen
värderas "in vitro" frän titanmaterials-avklingningen med
tiden beroende pà självpassivation (Healey och Ducheyne,
l992a; och Healey och Ducheyne, 1992b). Därför beroende pà
en relativt. tunnare oxid kan vi inte exkludera att de
endast elektropolerade implantaten åh* associerade :maj en
högre jon-frigörelse.
En annan hypotes är att titan-ytoxiden, genom dess förmåga
att binda kalcium skulle kunna ge favör àt mineralisering,
vilket i sin tur skulle kunna vara fördelaktigt för
benformningen (Hanawa, 1990). Det har emellertid inte
visats att detta skulle ha en effekt pà osteoblast-
vidhäftning, proliferation, sekretion av extracellulär
matris och mineralisering av titan-interface zonen.
Tidigare "in vivo" data (Sennerby et al., 1993a; Sennerby
et al., 1993b) och innevarande data (rapporterna I-V)
indikerar inte att detta är giltigt under "vivo"-
förhållandena.
Emellertid attraherar den negativa _jonen TiO2 katjoner,
liksom 't.ex. kalcium, och det har föreslagits att kal-
ciumbindning kan vara en mekanism genom vilken proteiner
adsorberas till TiO2 (liksom hydroxyapatit) (Ellingsen,
1991). Förbehandling av TiO2 genom adsorption av lantanum-
joner orsakar en ökad adsorption av proteiner,
sammanfallande med ett lägre bengensvar hos ràttor och
kaniner (Ellingsen och Pinholt, 1995). Som tillägg härtill
har förbehandling av titanimplantat med fluorid-joner
visats för att öka utdragnings-värdena (Ellingsen, 1995).
Således kan en kemisk modifikation av 'titanytan pàverka
benvävnadsgensvaret, möjligen genom adsorption av
512» 48145
till
understödd av "in
proteiner ytan. Denna hypotes är huvudsakligen
att
närvaro av
som har
TiOz 1
försökf i
vitro"-studio
bindes till
Sålunda skulle zonen,
kalcium bunden till TiO2 kunna befrämja adsorptionen av
sulfaterad glycosaminoglycans (Collis och Embery, 1992).
visat
condroitin-4-sulfat
kalciumjoner. amorfa
Sammantaget, har kemiska modifikationer av titanoxidytan
befunnits påverka adsorption av' makromolekyler på ytan,
såväl som vävnadsgensvaret. Det. finns ännu inget. bevis,
emellertid, att de positiva effekterna på bengensvaret är
beroende på en process av benformering och mineralisering
vilken är riktad
utåt från THIL-ytan. En
ändamålet att ytterligare modellera
bengensvaret kan vara att selektivt adsorbera/inkorporera
till ytan skulle pàverka
benföregàngareceller/osteoblaster och höja mineralisation.
Emellertid
ytterligare
infallsvinkel med
molekyler
som kunna
sedan interaktionerna mellan proteinerna,
celler och. en sådan kemiskt behandlad yta skulle kunna
påverkas inte bara av kemiska egenskaper på ytan utan även
av ytans submikrogrovhet, måste en optimering av både
kemiska och ytgrovhets-parametrar övervägas när nya
1-implantat konstrueras. Föreliggande uppfinning är inte
begränsad att användas som en implantatyta som sådan, utan
kan användas som en grund för sàdana ändamål,
Pä basis av tillgänglig litteratur (genomgången i ovan)
och kunskap kan den slutsatsen dras att integrationen av
titanimplantat och ben och bibehållande av denna integra-
tion är förutsättningar för de kliniskt dokumenterade
längtidsfunktionerna och de höga framgångsvärdena.
Emellertid innebärf kinetiken hos osseointegrations-
processen som beskrivits ovan att den tidigare fasen av
läkning för den adekvata stabiliteten skulle kunna bli
speciellt kritiskt i situationer med sämre benkvalitet och
andra negativa 'värdfaktorer. Experimentiella studier med
515 48146
gängade titanimplantat i mer eller mindre kompromissbara
lokalar implantatbäddar (tidigare bestràlning av vävnader
och lokala inflammationer och osteopenia) stöder detta
f antagande (Sennerby och Thomsen, 1993; Öhrnell et al.,
1997). Dessutom har studier av patienter med reumatoid
artritis visat en reducerad mekanisk kapacitet (minskning
i vridmomenthàllfastheten) i ben-titanenheten i jämförelse
med patienter med osteoartertis (Brànemark, 1996).
Pa basis av innevarande resultat under den tidigare fasen
med läkning föreslas det att maskinbearbetade och elektro-
polerade c.p. titanimplantat, med poly-kristallin, tjocka
oxider och en mikroporös grovhet. pà submikronivä kunde
blir intressanta material att utvärdera under kliniska
förhållanden. Det är emellertid klart att även en adekvat
remodellering av ben runt, implantaten erfordras för att
befrämja en lángtidsstabilitet. Det är därför av intresse
att i vàr làngtidsstudie (1 àr) (rapport IV) de experi-
mentiella resultaten visar att alla fyra typerna av
gängade titanimplantat, bortsett fràn ytmodifikation
(maskinbear-betad, maskinbearbetad och eloxiderad,
elektropolerad, elektropolerad och eloxiderad), har en hög
grad av ben-till-implantat-kontakt och en hög proportion
av moget, lamillärt ben inom gängorna. Sàlunda blir
implantat. med en likadan kemisk komposition, utan
markerade skillnader i oxidtjocklek, yttopografi och
grovhet, i lika hög grad osseointegrerade under lang tid i
experimentella förhallanden.
Exemplen som ges i ovanstående har visat att det är möj-
ligt att producera titanimplantat med ytmodifikationer som
varierar med avseende pà oxidtjocklek, sammansättning,
topografi, grovhet och mikrostruktur. Pa basis av
resultaten i, avhandlingen en/ Larsson (1997) sà kan det
sammanfattas att
515 4817
* i jämförelse med endast elektropolerade implantat (som
har en mycket jämn yta med en tunn, icke-kristallin oxid)
och maskinbearbetade implantat, implantat som ytmodifiera-
des med eloxidation för ernäende av en tjockare oxid (180-
2OO nm), erhöll ökad kristallinitet och ökad grovhet pà
submikrometerskalan.
* En hög grad av benomgivning, och i kontakt med implan-
tatet, upptäcktes för alla titanimplantat, oavsett
ytmodifikation. Sammantaget indikerar observationerna med
ljusmikroskopi, morfometri och multrastrukturella medel
att processen med osseointegration är i grunden lika för
maskinbearbetade och ytmodifierade titanimplantat.
* Resultaten av de küologiska experimenten visar att en
kombination av ökad oxidtjocklek, oxidkristallinitetr och
grovhet pá submikroskalan är fördelaktiga egenskaper för
det 'tidiga, gensvaret, speciellt. i _jämförelse med tunna,
jämna, icke kristallinska oxidytor.
* En hög grad av ben-till-implantat-kontakt. och en hög
proportion av lamellärt ben inom gängorna pä implantaten
observerades efter 1 àr, bortsett fràn ytmodifikation
(maskinbearbetning, maskinbearbetning plus eloxidering,
elektropolering och elektropolering plus eloxidering). Det
senare resultatet indikerar att kombination av ytegen-
skaper (ökad oxidtjocklek, ökad kristallinitet och grovhet
pà submikroskalan) pa eloxiderade implantat har lika
làngtidsbiologiska egenskaper i ben som de kliniskt
använda maskinbearbetade titanimplantaten.
Sammantaget indikerar vara observationer att en titanyta
med en kombination av ytegenskaper (ökad oxidtjocklek,
ökad kristallinitet och grovhet pä submikroskalan), upp-
näddes i de innevarande experimenten med eloxidering,
515 48
38
konstituerar ett viktigt element 1 implanterade anord-
ningar.
513 481
49
uflxo xwcflfifimuwflux -wxufl .mu> m.o~ w.m~ ß .cm :uo v>v nmñncmzwn
-fifimuwe uuoem _UmuwEuowøU uxwflummflm Hu .omv uæum NH - .U«xo»mQ-wum>
Mw.m NÅWN m RZMP ^>v wXÅ-.vifilßfiv
vfixo cflH~mum>ux-oxo« .mu> .ufipuflc :oo
-flfimuoe xm:«Hfiøum>ux>Hom Aflmvu zoo o »um ofl omHmuummn-> mmcflcvumfiussflfiø
v. šv 33623
vxzvšvzv
Ufixo cflfifiøumfiuxlmxofl mß.o ~.o« w n :uo Umcou
Sååå: xmfiifimfläfiom Sv U »ä 2 ufiflöwwn; mmšcuufiuzeflu
vflxo cfififluumflux wuxufl _mu> ~.mfl m.w~ m u vfiu nuo m v>v
.fifluuwe uuoeø _umuweuowwn Uxwfluwmfim .flw .øuv o æuø mm omHmuumwn-> umumnumwncflxmmz
.>o»mv °.~. .>n»mv >.»~H _>H _HHv
ufixo xmcfififimumfinx w«>Huo .nsflï w.° .=s«D >.~ oow-omfl »az nuo Hu .mv cmuwcfixofiw
.mu>HHmuwE xm:flHHmum«ux>Hom m.mN m.~m u »um ~.m~ umummfififluwummcm +øn~mHoaouuxoHm
uflxo xmcfifiHmum«ux-wxuv m.o m.~ m-m Aøz zoo Hu _>H .Hwv
_mu>H~muwE xm:flHHdumflux>Hom .m .nov .U »um m.w~ umuwmflvfluwuwmcm oøuwfioaouuxwfim
_ v>H _HHv
ufixo xm«HHøumfiux.-wxuH .mu> o.mH æ.ov oo~-owfl .Mm nuo Ho .m .m .muv øøumoflxofiw
.fifimuwe wuoem .umumewoumu uxmfluwmflm .øz »ua H.fl .U nun mm nnummflfifluuummcm .oouwnuøwncwxmmz
. m :oo «w
ufixo xmcflfifløumfiux -wxufi .mu> _m .m .nov .oz »un m.m v>H _H~v
-fifimuwe mnosm .wmuweuowwc uxmfiummfim m.oH m.om m-m Hu »un >.H .uæuø v.vm vmuomflfifluwummcm nmuwnumwncfixmm
Ammumcmv uflxo xmcflfifimumflux - wa oæfl .Hu :oo nov AHHH .Hv
m«>Hmc .mu>H~muoe xmc«HHmumvux>Hom U »uu o«-«m oøuowflflfluoummcm umuwøflmxoflw
+ømum«oQopUxw~m
uflxo xm:«flHmum«Hx-wxu« - m.H HN ^~o :oo Mm .w .nov ^HHH .Hv
.mu>H~øuwE xmcvfifimumvuxæflom U »uu oß-mm umuwmflfifiumummcm Umuøflflxofiw
+Om~m~0QO~uxo~m
vøz nuo
øfixo xm:«HHmum«»1-wxuH I >.~ m-« fiu .m .vw .m .nov
_mu>HHmuwE xmc«HHmumfiux>~om U »um om-mm uøuumflfiflwuummcm AHHH _Hv
UmumHOm0uuxuHm
UfixocHHHmumvux-wxufl .uou>HHmuuE vøz zoo
mwuoem .cmuweuouwo pxmfiummfim - mm w HU .m vw .m.muv AHHH _Hv
U *Um om-m« omuwm¿HH»wUwm:m vmuwumwncvxmaz
.uwpflcfififimumfiux Aëcv xoflxuofiu .mcv~o:u_:
nvxo zuo usuxsuumouxvz w .uuflod menu -u«uuvc\U«xo cofluncfleøucoo cofluomflflfigwuw coflunänaæx
.~mucø~as« now cwxHum«»muxmumxu> :www cwumu
HDWUM >fl UCHCUUGMCMEEMM .H HHODNH.
513 481
50
Tabell II. Genomsnittsvârdet för de tre åtgärderna
(droppar pá en skiva)
presenteras. Värdet för varje droppe (genomsnittsvàrdet för högra och
vänstra sidan av droppen) presenteras inom parenteser.
Preparation PQO avancering 130 minskning CH¿g CHfl¿àtergàng
(kontakt- (kontakt- avancering (kontakt~
vinklar) vinklar) vinklar)
(kontakt-
vinklar)
Maskin- 41.2 - 47 42
bearbetad
(37, 44.5, 42) (l8,<10, 13) (43,46,53) (39.5, 40.5,
45.5)
Elektro-
polerad 39.5 - 35 32
(38.5, 37.5, 42,5) (12.5, 14.5,<1Ü)(37.5, 32, (31, 30.5,
36.5) 33.5
Elektro- 22 <1O 42.5 32
polerad och
eloxiderad
(23, 22, 20.5) (<10,<10,<10) (45.5, 38.5 (35,32,5 29)
43.5)
Tabell III: Ytenergin för olika prov
Preparation Yta energi Polär Dispersion
dyne/cm komponent komponent
Maskínbearbetad 58.1 33.6 24.4
Elektropolerad 61.3 32.2 29.1
Elektropolerad 68.6 42.8 25.8
och eloxiderad
Claims (6)
1. Ett implantatelement för permanent förankring i benväv- nad i vilken åtminstone ytan avsedd att vetta mot vävnaden i implantatregionen är utförd av titan med en titanoxidyta k ä n n e t e c k n a t därav, att implantatytan modifi- eras med eloxidering för att uppnå en titanoxidtjocklek om approximativt 10-200 nm, och en ändrad ytstruktur i form av en ökad ytoxid-kristallisering, jämfört med ytoxidkris- talliseringen hos en maskinbearbetad titanyta, och en grovhet på submikroskalan inom området 10 nm till ett få- tal pm för att åstadkomma en hög grad av ben-till-implan- tat-kontakt.
2. Ett implantatelement enligt patentkrav 1 k ä n n e - t e c k n a t därav att implantatytan modifieras medelst väte-peroxidbehandling.
3. Ett implantatelement enligt patentkrav 1 k ä n n e - t e c k n a t därav ytoxid-kristalliseringen är polykris- tallin.
4, Ett implantatelement enligt patentkrav 1 k ä n n e - t e c k n a t därav att den eloxiderade ytan utgör en he- terogen yta med oregelbundet distribuerade jämna och grova areOr.
5. Ett implantatelement enligt patentkrav 4 k ä n n e - t e c k n a t därav att de grova areorna är 10-100 pm StOIa.
6. Ett implantatelement enligt patentkrav 4 k ä n n e - t e c k n a t därav att området mellan de jämna och grova areorna är större än 1 och företrädesvis omkring 3,
Priority Applications (8)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
SE9701872A SE513481C2 (sv) | 1997-05-16 | 1997-05-16 | Implantatelement utfört av titan med en titanoxidyta modifierad med eloxidering |
PCT/SE1998/000891 WO1998051231A1 (en) | 1997-05-16 | 1998-05-14 | An implant element |
EP98922004A EP0984735A1 (en) | 1997-05-16 | 1998-05-14 | An implant element |
US09/423,250 US6689170B1 (en) | 1997-05-16 | 1998-05-14 | Implant element |
JP54914998A JP2002511782A (ja) | 1997-05-16 | 1998-05-14 | インプラント素子 |
CA002289627A CA2289627A1 (en) | 1997-05-16 | 1998-05-14 | An implant element |
AU74642/98A AU751472B2 (en) | 1997-05-16 | 1998-05-14 | An implant element |
US10/725,286 US20050031663A1 (en) | 1997-05-16 | 2004-10-07 | Implant element |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
SE9701872A SE513481C2 (sv) | 1997-05-16 | 1997-05-16 | Implantatelement utfört av titan med en titanoxidyta modifierad med eloxidering |
Publications (4)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
SE9701872D0 SE9701872D0 (sv) | 1997-05-16 |
SE9701872L SE9701872L (sv) | 1999-01-07 |
SE513481C3 true SE513481C3 (sv) | 1999-01-07 |
SE513481C2 SE513481C2 (sv) | 2000-09-18 |
Family
ID=20407006
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
SE9701872A SE513481C2 (sv) | 1997-05-16 | 1997-05-16 | Implantatelement utfört av titan med en titanoxidyta modifierad med eloxidering |
Country Status (7)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US6689170B1 (sv) |
EP (1) | EP0984735A1 (sv) |
JP (1) | JP2002511782A (sv) |
AU (1) | AU751472B2 (sv) |
CA (1) | CA2289627A1 (sv) |
SE (1) | SE513481C2 (sv) |
WO (1) | WO1998051231A1 (sv) |
Families Citing this family (39)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
SE514323C2 (sv) * | 1999-05-31 | 2001-02-12 | Nobel Biocare Ab | Implantat samt förfarande och användning vid implantat |
SE514202C2 (sv) * | 1999-05-31 | 2001-01-22 | Nobel Biocare Ab | På implantat till ben- eller vävnadsstruktur anordnat skikt samt sådant implantat och förfarande för applicering av skiktet |
SE516282C2 (sv) * | 2000-04-04 | 2001-12-10 | Nobel Biocare Ab | Implantat försett med anslutnings- och hålisättningsdelar samt förfarande vid dylikt implantat |
US7048541B2 (en) * | 2000-04-04 | 2006-05-23 | Nobel Biocare Ab | Implant having attachment and hole-insert parts, and method for producing such an implant |
SE519566C2 (sv) * | 2001-07-04 | 2003-03-11 | Nobel Biocare Ab | Förfarande för behandling av implantat genom beläggning med kalciumfosfat och bentillväxtstimulerande medel |
SE520756C2 (sv) | 2001-12-21 | 2003-08-19 | Nobel Biocare Ab | Förfarande för att åstadkomma ytstruktur på implantat samt sådant implantat |
GB0208642D0 (en) | 2002-04-16 | 2002-05-22 | Accentus Plc | Metal implants |
EP1386591B1 (de) * | 2002-07-24 | 2005-03-23 | Zimmer GmbH | Verfahren zur Herstellung eines Implantats und Verfahren zum Dekontaminieren einer mit Strahlpartikeln behandelten Oberfläche |
JP4649626B2 (ja) * | 2003-01-10 | 2011-03-16 | 大阪冶金興業株式会社 | 生体骨誘導性の人工骨とその製造方法 |
GB0304168D0 (en) * | 2003-02-24 | 2003-03-26 | Benoist Girard Sas | Surface treatment of metal |
WO2004084966A1 (en) * | 2003-03-26 | 2004-10-07 | Polyzenix Gmbh | Coated dental implants |
US7008452B2 (en) * | 2003-06-26 | 2006-03-07 | Depuy Acromed, Inc. | Dual durometer elastomer artificial disc |
GB0405680D0 (en) * | 2004-03-13 | 2004-04-21 | Accentus Plc | Metal implants |
SE527610C2 (sv) | 2004-06-15 | 2006-04-25 | Promimic Ab | Förfarande för framställning av syntetiskt, kristallint kalciumfosfat i nanostorlek |
SE0403020D0 (sv) * | 2004-12-13 | 2004-12-13 | Rickard Braanemark | Implantat |
JP2006275667A (ja) * | 2005-03-28 | 2006-10-12 | Iwate Univ | 生体用金属に対する血清タンパク質複合体形成の評価方法 |
US9327056B2 (en) | 2006-02-14 | 2016-05-03 | Washington State University | Bone replacement materials |
US20090131540A1 (en) * | 2006-03-20 | 2009-05-21 | National Institute For Materials Science | Biodegradable Magnesium Based Metallic Material for Medical Use |
US8916198B2 (en) * | 2006-04-25 | 2014-12-23 | Washington State University | Mesoporous calcium silicate compositions and methods for synthesis of mesoporous calcium silicate for controlled release of bioactive agents |
WO2007124511A2 (en) | 2006-04-25 | 2007-11-01 | Washington State University | Resorbable ceramics with controlled strength loss rates |
DE102006021968B4 (de) * | 2006-05-04 | 2013-08-22 | Eberhard-Karls-Universität Tübingen | Enossales Implantat mit Anatasbeschichtung und Verfahren zur Herstellung |
JP5268894B2 (ja) * | 2006-06-12 | 2013-08-21 | アクセンタス ピーエルシー | 金属インプラント |
ES2363527T3 (es) * | 2006-10-11 | 2011-08-08 | Astra Tech Ab | Implante. |
US20100069971A1 (en) * | 2006-11-15 | 2010-03-18 | Uri Arnin | Pedicle screw surface treatment for improving bone-implant interface |
AU2008206819B2 (en) * | 2007-01-15 | 2013-07-11 | Accentus Medical Limited | Metal implants |
SE531318C2 (sv) * | 2007-02-22 | 2009-02-24 | Tigran Technologies Ab Publ | Injicerbar suspension innefattande titan-,titanlegerings- eller titanoxidpartiklar av mikrostruktur |
SE531319C2 (sv) | 2007-02-22 | 2009-02-24 | Tigran Technologies Ab Publ | Porös implantatgranul |
ES2310129B1 (es) * | 2007-06-01 | 2009-10-02 | Juan Carlos Garcia Saban | Nueva superficie de implantes metalicos a base de titanio destinados a ser insertado en tejido oseo. |
ES2310978B1 (es) * | 2007-07-12 | 2009-10-20 | Francisco J. GARCIA SABAN | Implante dental roscado. |
ES2315194B1 (es) | 2007-09-10 | 2010-02-26 | Francisco J. GARCIA SABAN | Procedimiento para obtener una nueva superficie de un implante metalico a base de titanio destinado a ser insertado en tejido oseo. |
AU2008306596B2 (en) | 2007-10-03 | 2013-04-04 | Accentus Plc | Method of manufacturing metal with biocidal properties |
SE532685C2 (sv) * | 2007-11-06 | 2010-03-16 | Tigran Technologies Ab Publ | Korn eller granuler för behandling av en skadad kota |
US8641418B2 (en) | 2010-03-29 | 2014-02-04 | Biomet 3I, Llc | Titanium nano-scale etching on an implant surface |
WO2013130431A1 (en) * | 2012-03-02 | 2013-09-06 | DePuy Synthes Products, LLC | Anodized titanium devices and related methods |
WO2013142118A1 (en) | 2012-03-20 | 2013-09-26 | Biomet 3I, Llc | Surface treatment for an implant surface |
ITPR20130068A1 (it) * | 2013-09-13 | 2015-03-14 | Borrozzino Carlo | Metodo per la preparazione di superfici di dispositivi di titanio-ceramica-zirconia impiantabili nel corpo umano o animale, avente risultato di rugosita' nanometrica, formazione di biossido di titanio superficiale autoindotto, elevata pulizia anti me |
AT514320B1 (de) * | 2013-11-20 | 2014-12-15 | Steger Heinrich | Scanbody |
US10251730B2 (en) | 2014-02-21 | 2019-04-09 | Implant And Tissue Engineering Dental Network-Tokyo, Limited Co | Implant body |
TWI736433B (zh) * | 2020-09-26 | 2021-08-11 | 羅政立 | 晶體取向結構鈦合金牙科植體及其製造方法 |
Family Cites Families (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
GB676179A (en) | 1950-10-24 | 1952-07-23 | Michael Bernard Prichard | Improvements in ornamented lampshades |
US5152993A (en) * | 1988-01-20 | 1992-10-06 | Ellem Bioteknik Ab | Method of preparing an implant body for implantation |
HU213001B (en) * | 1992-04-10 | 1997-01-28 | Tavkoezlesi Innovacios Rt | Process for obtaining tissue-protective deposit on implants prepared from titanium and/or titanium-base microalloy |
DE4407993C2 (de) * | 1994-03-10 | 1999-05-06 | Friatec Ag | Dentalimplantat |
-
1997
- 1997-05-16 SE SE9701872A patent/SE513481C2/sv not_active IP Right Cessation
-
1998
- 1998-05-14 EP EP98922004A patent/EP0984735A1/en not_active Withdrawn
- 1998-05-14 US US09/423,250 patent/US6689170B1/en not_active Expired - Fee Related
- 1998-05-14 WO PCT/SE1998/000891 patent/WO1998051231A1/en not_active Application Discontinuation
- 1998-05-14 AU AU74642/98A patent/AU751472B2/en not_active Ceased
- 1998-05-14 JP JP54914998A patent/JP2002511782A/ja not_active Ceased
- 1998-05-14 CA CA002289627A patent/CA2289627A1/en not_active Abandoned
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
SE513481C3 (sv) | Implantatelement utfört av titan med en titanoxidyta modifierad med eloxidering | |
SE513481C2 (sv) | Implantatelement utfört av titan med en titanoxidyta modifierad med eloxidering | |
Buser et al. | Enhanced bone apposition to a chemically modified SLA titanium surface | |
Bernhardt et al. | Osteoconductive modifications of Ti-implants in a goat defect model: characterization of bone growth with SR μCT and histology | |
von Wilmowsky et al. | Implants in bone: Part I. A current overview about tissue response, surface modifications and future perspectives | |
Coelho et al. | Basic research methods and current trends of dental implant surfaces | |
Thomsen et al. | Structure of the interface between rabbit cortical bone and implants of gold, zirconium and titanium | |
Xue et al. | In vivo evaluation of plasma-sprayed titanium coating after alkali modification | |
Cordioli et al. | Removal torque and histomorphometric investigation of 4 different titanium surfaces: an experimental study in the rabbit tibia. | |
Junker et al. | Effects of implant surface coatings and composition on bone integration: a systematic review | |
Del Fabbro et al. | Osseointegration of titanium implants with different rough surfaces: a histologic and histomorphometric study in an adult minipig model | |
Liang et al. | Histological and mechanical investigation of the bone-bonding ability of anodically oxidized titanium in rabbits | |
Lim et al. | Initial contact angle measurements on variously treated dental/medical titanium materials | |
Zhan et al. | Comparison of the osteoblastic activity of low elastic modulus Ti-24Nb-4Zr-8Sn alloy and pure titanium modified by physical and chemical methods | |
Larsson et al. | Bone response to surface modified titanium implants–studies on the tissue response after 1 year to machined and electropolished implants with different oxide thicknesses | |
Roehling et al. | Sandblasted and acid-etched implant surfaces with or without high surface free energy: experimental and clinical background | |
Chang et al. | Fibronectin-grafted titanium dental implants: an in vivo study | |
US20050031663A1 (en) | Implant element | |
Göransson et al. | Bone formation after 4 weeks around blood-plasma-modified titanium implants with varying surface topographies: an in vivo study | |
Ajami et al. | Early bone anchorage to micro-and nano-topographically complex implant surfaces in hyperglycemia | |
Oshima et al. | Effect of Nanofeatured Topography on Ceria-Stabilized Zirconia/Alumina Nanocomposite on Osteogenesis and Osseointegration. | |
Ma et al. | Histological evaluation and surface componential analysis of modified micro‐arc oxidation‐treated titanium implants | |
Mohammadi et al. | Tissue response to hafnium | |
Zamuner et al. | Biofunctionalization of bioactive ceramic scaffolds to increase the cell response for bone regeneration | |
Piattelli et al. | Histochemical and laser scanning microscopy characterization of the hydroxyapatite-bone interface: an experimental study in rabbits. |