Summary
En forbedret metode til at mekanisk test knogle forankring til kandidat implantatoverflader præsenteres. Denne metode giver mulighed for justering af afbrydelsen kraft nøjagtig vinkelret eller parallelt med planet af implantatet overflade, og giver en nøjagtig middel til direkte Forstyrrelsen styrker til en eksakt peri-implantat region.
Abstract
Nylige fremskridt inden for materialevidenskab har ført til en væsentlig stigning i den topografiske kompleksitet implantatoverflader, både på et mikro og en nano-skala. Som sådan, traditionelle metoder til at beskrive implantatoverflader - nemlig numeriske determinanter for overfladeruhed - er utilstrækkelige til at forudsige in vivo ydeevne. Biomekanisk test giver en nøjagtig og sammenlignende platform til at analysere effektiviteten af biomateriale overflader. En forbedret mekaniske test metode til at teste forankringen af knogle til kandidat implantatoverflader præsenteres. Metoden kan anvendes til både tidlige og senere stadier af healing og kan anvendes til ethvert interval af kemisk eller mekanisk modificerede overflader - men ikke glatte overflader. Brugerdefineret rektangulære implantater er placeret bilateralt i den distale femora af mandlige Wistarrotter og opsamles med den omgivende knogle. Prøveemner er forberedt og pottes ved hjælp af en roman udbrydergruppe skimmel og afbrydelsePrøvningen udføres ved hjælp af en mekanisk test maskine. Denne metode giver mulighed for justering af afbrydelsen kraft nøjagtig vinkelret eller parallelt med planet af implantatet overflade, og giver en præcis og reproducerbare midler til isolering en nøjagtig peri-implantat region til test.
Introduction
Vurdere forankring af knogle til knogleimplantat overflader har været genstand for betydelig opmærksomhed, for hvilke der er beskrevet 1,2 mange mekaniske testmetoder. Alle sådanne metoder pålægge en kraft til at forstyrre knoglen / implantat model er ansat, og kan groft inddeles i shear, generelt præsenteret som push-out eller pull-out modeller 3,4, reverse drejningsmoment 3,5, og trækstyrke type 6, 7.. Almindeligt i sådanne forsøg, enten knogle 8 eller implantat materiale (i tilfælde af sprøde glas og keramik 9,10) er brækket og under antagelse af en form for forankring er sket, knoglen / implantatgrænsefladen rester (mindst delvis) intakte. Sådanne eksperimentelle resultater betyder ikke kun, at den kraft, der kræves for at forårsage fraktur (eller forstyrrelser) i modellen er ikke den nødvendige kraft til at adskille ben / implantatgrænsefladen 11,12, men også, at det komplekse overfladeareal den skabte fraktur fly kan være resistente over fornøjagtig måling. Ikke desto mindre kan sådanne prøver være klinisk relevant, da de giver en sammenlignende gauge af evnen implantater af forskellig overflade design, der skal forankres i knoglen. Det skal dog også bemærkes, at sådanne sammenligninger er kun gyldige inden for en eksperimentel model, mens sammenligninger mellem eksperimentelle modeller er meget vanskeligt, da efterforskerne bruge forskellige dyrearter udviser enten lamellar eller vævet knogle, trabekulære eller knoglebark healing modeller, og forskellige mekaniske test geometrier og betingelser.
I et forsøg på at udlede en måling af trækstyrke af knoglen / implantatgrænsefladen har mange forskere anvendt den nominelle overflade af implantatet for at udlede en "trækstyrke" værdi, da trækstyrke målt som kraft pr. Dette er klart en tilnærmelse givet, som forklaret ovenfor, at knogle / implantat grænseflade forbliver intakt i mange af de forstyrrelser tests ansættered. Desuden måler overfladeareal implantater, især topografisk komplekse overflader, er begrænset af opløsningen af måleteknik, som diskuteret af Ronald et al. 13. Men som revideret ved Brunski et al. 2, når den nominelle overflade af et implantat Der tages hensyn til, er tilsyneladende forskelle i "trækstyrke" forbundet med de forskellige implantat overflade designs negeret, tyder på, at implantatoverflader med højere overfladeareal giver større områder af knogle / implantat kontakt og derfor kræver mere kraft til at bryde modellen. Konsekvensen er derfor, at mere topografisk komplekse overflader kan øge kontakten osteogenesis, hvilket resulterer i større knogleimplantat kontakt (BIC) og deraf højere disruption værdier i mekaniske tests. Kontakt osteogenesis er produktet af to forskellige fænomener: osteoconduction og knogledannelse. Faktisk har vi vist, at stigninger i osteoconduction på topographtisk komplekse overflader kan kvantificeres ved at måle den resulterende BIC 14, og at sådanne overflader også resultere i en højere mekanisk afbrydelse værdier 12.
Men det er gavnligt at bemærke, at peri-implantat knogle kan dannes ved to mekanismer. Ved kontakt osteogenese celler af mesenchymal oprindelse migrerer til implantatets overflade (osteoconduction), differentierer til knogleceller, og udarbejde de novo knoglematrix på implantatets overflade (knogledannelse). Den første knoklet matrix udarbejdet en mineraliseret cement linje som ses i normal knogle remodellering 15 (der er megen forvirring i litteraturen vedrørende denne mineraliseret biologiske struktur, der undertiden menes at være un-mineraliseret 1 eller syncretized med alle grænseflader i knoglen 16 - for en indgående drøftelse om dette emne se Davies og Hosseini 17). Kontakt osteogenesis er en væsentlig forudsætning for fænomenet knogle-Binding, men er essentiel for knogleindvækst 18. Den mineraliseret cement linje af knogle er mekanisk svagere end mineraliseret kollagen rum i knoglen 19. Således intuitivt, hvis interdigitation af cement linje matrix med implantat nano træk sammenlignes med knoglevæv i vækst i makro implantat funktioner, så den mekaniske kraft, der kræves for at forstyrre den førstnævnte, med rimelighed kan forventes at være mindre end den sidstnævnte, og vi har for nylig demonstreret dette eksperimentelt 12.
Peri-implantat knogle kan også danne efter afstand osteogenesis. I dette tilfælde er knoglen anbragt på gamle knogleoverfladen og bliver gradvist tættere på implantatoverfladen resulterer i en grænseflade, der omfatter amorf matrix og resterne af osteogene celler 20. Generelt er distance osteogenesis forbundet med glatte, eller bearbejdede, knogleimplantat overflader og ses ofte i knoglecortex healing, mens microtopographically komplekse overflader er forbundet med kontakt osteogenesis, der er mere typisk for trabekulær knogleheling. Trækprøvekarakteristik modeller med glatte implantatoverflader og kortikal knogleheling har været i stand til at teste de klæbende egenskaber af dette amorfe biologisk matrix fraværende af kontakten osteogenesis forbundet med topografisk komplekse overflader, og har vist, at den såkaldte "biokemiske" binding, som forekommer tilvejebringer en mindre del af de "trækstyrke" værdier rapporteret med topografisk komplekse overflader 21. Tværtimod bruger en knogletrabecula helbredende model, 22 viste "en fremragende korrelation" mellem implantat overfladeruhed og push-out brudlast Wong et al., Og anført, at kemisk binding rent faktisk spillet en ubetydelig rolle i forankring af knogle til implantatet overflade. Selv om det er sandsynligt, at både kontakt og distance osteogenesis forekomme, i forskelligt omfang, i al endossøse peri-implant healing rum har microtopographically komplekse flader vist sig at være særlig fordelagtig i trabekulær benede healing kamrene 23. Sidstnævnte er klassificeret som klasse III eller klasse IV knogle i dental litteratur 24.
Vores formål har været at fokusere på de mekanismer for kontakt osteogenesis og det deraf følgende knogle / implantat forankring, der kan opstå i en knogletrabecula helbredende miljø. Denne forankring, som er afhængig af topografi implantatoverfladen (se ovenfor), kan forekomme på forskellige skala-intervaller. På den ene side er der kun submicron implantat funktioner involveret i knogle-bonding - som beskrevet af interdigitation af knoglens cement linje matrix med sådanne overflader, og set på bioaktive glas, keramik og netagtig metaloxider. På den anden knoglevæv (sommetider komplet med blod kar) kan vokse i multi-micron eller makro-skala funktioner implantat overflader 18 år. Begge tilfælde result i form af knogle forankring til implantatoverfladen, skønt de mekanismer, er klart forskellige. , En fælles mangel af flertallet af mekaniske testmetoder refereres ovenfor, er imidlertid at tilpasse forstyrrelser kraft i en nøjagtig vinkelret eller parallel plan til implantatets overflade (afhængigt af, om træk eller snitte tilstand er ansat). Vi rapporterer her en fremgangsmåde, som overvinder denne begrænsning.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
1.. Implant Design, fremstilling, og overfladebehandling
- Fremstilling rektangulære implantater (mål 4 mm x 2,5 mm x 1,3 mm, længde x bredde x højde) fra kommercielt ren titan (CpTi). Bore et hul centralt ned ad den lange akse af implantatet (diameter = 0,7 mm) for at lette tidlig implantat stabilitet i det kirurgiske sted og efterfølgende mekanisk afprøvning (figur 1).
- Behandl de øvre og nedre overflader af implantatet.
- Hvis du vil oprette to forskellige overflader, bruge en standard sandblæsning (GB) behandling for at skabe en microtopographically kompleks overflade. Yderligere ændre halvdelen af implantater ved at overlejre calciumphosphat (CaP) nanopartikler til at skabe et nanotopographically kompleks overflade.
Note: Forskellige kemiske eller mekaniske behandlinger kan anvendes til at skabe en ønsket overfladetopografi og / eller kemi, og disse vil afhænge af arten af den eksperimentelle Questipå at blive behandlet. I eksemplet forudsat heri, var en gruppe af kommercielt ren titan (CpTi) implantater udsættes for sandblæsning (GB) - en subtraktiv proces - at skabe en kompleks microtopography. Halvdelen af implantaterne blev derefter yderligere modificeret ved tilsætning af calciumphosphat (CAP) nanokrystaller at oprette en super pålagt nanotopography (GB-DCD).
Bemærk: Når du ser på grus-sandblæst mikro-overflade, sammenlignet med den modificerede nano-overflade, ved 10.000 x forstørrelse, er der ingen indlysende forskel i overfladeegenskaber. Men når de ses ved 100.000 x forstørrelse, bliver forskelle, helt indlysende (figur 2). Det er tidligere blevet påvist, at sådanne overflade ændringer har dybtgående virkninger på osteoconduction 14.
2. Animal Model og Kirurgisk procedure
- Brug unge Wistar rotter (200-250 g) til denne model. Alle procedurer skal godkendes af den lokale dyrepleje comkomitéer. Tillad dyr fri adgang til vand og rottefoder.
Bemærk: Wistar rotter blev udvalgt til denne fremgangsmåde på grund af tidligere erfaring med denne stamme af rotter, selv om andre stammer af rotter kan anvendes. Adgang til mad og vand kan ændres, afhængigt af arten af den eksperimentelle spørgsmål bliver behandlet. - Adstadige rotter ved hjælp af inhalation anæstesi administreres gennem en næse kegle: 4% isofluran i 1 LO 2 / min for induktion, 2% isofluran i 1 L lattergas og 0,6 LO 2 / min for vedligeholdelse. Gennemføre en standard tå-knivspids test for at sikre en effektiv sedation før du fortsætter med proceduren.
- Administrere analgetiske præ-og post-operativt gennem en subkutan injektion af 0,01-0,05 mg / kg buprenorphin.
- Tildel implantater ved delvis randomisering og placere bilateralt i de distale metafyser rotte femora. Dette giver en anden implantat, en fra hver af et udvalg af forskellige overflade topografi skal sammenligned, i kontralaterale lårbensknogle at optimere statistisk analyse.
- Forbered dyrene ved barbering og rensning af antero-laterale side af hvert bagben med 10% Betadine. For at forhindre hypotermi, placere en varm vandcirkulation pad under den bedøvede rotte.
- Ved hjælp af en nr. 15 kirurgisk skalpel et snit gennem huden langs den laterale side af låret for at blotlægge musklen. Expose den distale femur ved stump dissektion at aflede muskel organer i en minimalt invasiv måde.
- Skrab det tynde lag af periosteum overliggende lårben, ved hjælp af en periosteal elevator, til fuldt afsløre den korticale knogle til boring. Man skal være forsigtig med ikke at beskadige væksten plade eller ledbrusken i knæleddet under stump dissektion og fjernelse af periost.
- Når rengøres og inspiceres, rotere lårben sideværts for at blotlægge den forreste del af den distale femur (figur 3A).
- For at forberede operationsstedet, bore etbicortical rektangulær spalte ned midt i knoglen gennem begge cortex. For at undgå overophedning af vævet, skal saltvand kunstvanding opretholdes under hele boring af en kirurgisk assistent. Gennemføre boringen i tre faser:
- Først bore gennem den forreste cortex, eksponeres ved dissektion under anvendelse af en 1,3 mm dental krog fastgjort til et dental håndstykke at oprette to huller 2,5 mm fra hinanden langs midterlinjen af lårbenet.
- Brug derefter en anden bor (twist 1.3 mm dental grat) for at forlænge disse huller igennem cortex, hvilket resulterer i bicortical parallelle huller.
- Endelig slutte hullerne med en tredje brugerdefinerede side skæring grat i en proksimal-distal retning, danner site for implantatet (figur 3B).
- Pass en bionedbrydelig sutur gennem knogledefekten ved hjælp af kanyle og vende tilbage omkring den ydre femorale cortex.
- Tråd implantatet i den frie ende af suturen og lede den ind i defekten, wher bør det være pres-monteret. På denne måde skal den lange akse af implantatet være orienteret vinkelret på den lange akse af lårbenet (figur 3C).
- Bind sutur omkring den laterale aspekt af lårbenet til at give implantat stabilitet under postoperative forløb og tidlige stadier af healing. Bruge den resterende sutur at lukke muskelvæv, og reoppose den kutane væv ved hjælp af kirurgiske hæfteklammer (9 mm sårklemmer).
- Efterse kirurgiske steder for tegn på infektion, og overvåge dyrene dagligt for kompromitteret ambulant evne. Udelad de dyr, som ikke fuldt ud inddrive ambulation, eller dem, der har lårbensbrud ved aflivning, fra analysen.
3. Prøve Høst
- Sacrifice dyr på ni dage postoperative ved cervikal dislokation efter CO 2-eksponering.
- Ved offer, løsrive femora og ren af blødt væv. Øjeblikkelig lagring i 15% saccharose bufferopløsning for at opretholde vævet hydration forberedelse til mekanisk afprøvning (figur 4A).
Bemærk: Prøver lagres i saccharose bufferopløsning for at opretholde vævshydrering under transport mellem faciliteter. Prøver vil tilbringe cirka 2-3 hr i opløsning under forberedelse til mekanisk afprøvning. - For at fremstille prøver til mekanisk afprøvning, trim knoglen til bredden af implantater ved hjælp af en cylindrisk diamant burr fastgjort til et højhastighedstog. De endelige testprøver består af to buer af knogle, der er knyttet til hver flade af implantatet (figur 4B). For buer, der falder af under tilberedning eller transport, tildele en mekanisk prøvning værdi på 0 N.
Bemærk: Det er vigtigt at være meget blid og præcis ved beskæring af prøver, for at undgå at beskadige eller forspændte grænsefladen. Bony reparative kallus kan vokse omkring den lange akse af implantatet, og selv i det langsgående hul. Sådanne overskydende knogle skal fjernes trimming prøver til nøjagtige dimensioner af den rektangulære implantat, da det kan forvrænge mekaniske test resultater.
4.. Mekanisk Test
En brugerdefineret udbrydergruppe skimmel var designet til at pot hver prøve, at skabe en gentagelig og præcis metode til fremstilling af prøver til mekanisk afprøvning. Designet giver mulighed for isolering af et 0,5 mm region i peri-implantat knogle for en konsekvent test zone, mens du holder prøven centreret og helt vandret under potning proces, der giver mulighed for anvendelse af en kraft direkte vinkelret på implantatet overflade. Se Figur 5 for fuldstændige konstruktionstegninger og figur 6 for de afsluttende komponenter.
Bemærk: Conduct alle test med en mekanisk testapparat, der opererer på en stjerneskruetrækker hastighed på 30 mm / min. For en kvalitativ vurdering af resterende knogle efter test, kan et dissektionsmikroskop anvendes.
- Pottemuldaf prøverne og Mekanisk testning
- Tag prøver fra den saccharose bufferopløsning og forsigtigt skamplet tørre.
- Position modellen i den brugerdefinerede skimmel. Skub stiften vandret gennem huller i væggene af støbeformen og gennem hullet i midten af implantatet. Placer stabiliserende plade på den bageste side af formen til at stabilisere implantatet (figur 7).
- Fyld bunden af formen med flydbart dental komposit og hærde i 60 sekunder ved hjælp af en høj intensitet hærdning lys.
Bemærk: Det er vigtigt at vælge en sammensat, der ikke går med en exoterm reaktion, da en sådan varme, der genereres, kan påvirke vævs egenskaber. - Efter hærdning åbne formen og fjerne det hærdede prøve blok. Tegn en tynd sort streg i permanent markør på den laterale bue henblik på identifikation.
- Løs et præfabrikeret replika af prøveemnet i en skruestik, og centrere enheden på bunden af mekaniske test instrument.
- Fastgør prøven i skruestik og bestå en nylon linje gennem hullet i implantatet (figur 8). Fastgør de løse ender til midten af den bevægelige stjerneskruetrækker. For konsistens, altid mærke og teste den laterale side først. Gentag processen med den mediale arch.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
Alle dyr øgede deres ambulant aktivitet med tiden efter deres genopretning fra kirurgi. Dette er vigtigt, fordi belastningen har forskellige virkninger på topografi forskellige skalaområder, som vi for nylig har rapporteret 12. En repræsentativ kraft / forskydning kurve for prøveemner følgende mekaniske test er vist i figur 9A og de midlede data for hvert implantat overfladen er vist i figur 9B. Den maksimale kraft værdi opnået ved hver prøve blev indspillet og gruppe-værdier i gennemsnit til sammenligning (n = 28 pr gruppe). GB-DCD overflade, submicron topografiske træk oven på den underliggende microtopographically kompleks overflade, havde signifikant højere forstyrrelser kraftværdier end det umodificerede GB mikro-overflade (p <0,0001) (figur 9B).
Efter mekanisk afprøvning, kan det bemærkes, at 92% af prøver brækkede inden for måleted peri-implantat region (figur 10).
Figur 1. Specialdesignede rektangulære implantater. De øverste og nederste ansigter er de primære steder for vækst og anbringelsen. Mål: 4 mm x 2,5 mm x 1,3 mm (længde x bredde x højde) og hul diameter 0,7 mm.
Figur 2. Field emission SEM micrographs af implantatoverflader anvendes. Forskelle i topografien er vanskelige at se ved 10.000 x forstørrelse (øverst), men er meget tydeligt ved 100.000 X (nederst). (A, C): GB og (B, D): GB-DCD prøver.
Figur 3. (A) Når udsætte lårbenet hjælp stumpe dissektion og fjerne periosteum, (B) en bicortical slot blev oprettet under anvendelse af en 3-trins boreproceduren, og (C) implantatet blev prespasset på plads og understøttes med en biologisk nedbrydelig sutur.
Figur 4. (A) Femoro blev høstet fra aflivede dyr. Den rektangulære implantatet er synligt i den distale femur. (B) Endelige prøveemne med både en medial og en lateral bue på hver side af implantatet.
Figur 5.. Tekniske tegninger for brugerdefinerede udbrydergruppe skimmel bruges til pot mekaniske test prøver. Klik her for at se større billede.
Figur 6.. Brugerdefineret udbrydergruppe design af forme til mekanisk afprøvning.
Figur 7. Speci mænd pottet i brugerdefinerede skimmel.
Figur 8.. Specimen centreret i mekaniske test instrument forud for mekanisk afprøvning.
Figur 9. (A) repræsentant kraft / forlængelseskurven genereret efter mekanisk test. (B) Gennemsnitlig forstyrrelser kraftværdierne (N), der er optaget på en stjerneskruetrækker hastighed på 30 mm / minutter ved 9 dage dødshjælp tid-point (n = 28 prøver per gruppe). (*) = Statistisk signifikans.
1221fig10highres.jpg "src =" / files/ftp_upload/51221/51221fig10.jpg "/>
Figur 10. Breaking mønstre af corticale buer omkring implantater følgende mekanisk afprøvning.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
Den mekaniske test model, der præsenteres her giver en forbedret metode til at vurdere forankringen af knogle til kandidat implantatoverflader, da det giver mulighed for præcis vinkelret eller parallel, tilpasning af prøven med aksen for forstyrrelser, der påføres, og begrænser brudzone til inden for en halv millimeter implantatoverfladen. Modellen er let indarbejdes i undersøgelser, der sammenligner effektiviteten af ethvert interval af kemisk eller mekanisk, modificerede overflader, men er ikke egnet til glatte overflader, da disse let frigøres fra knoglerne under prøveretraktion manipulation. Implantaterne kan være fremstillet af en bred vifte af biomaterialer. Data er let opsamles og, såfremt den mekaniske testapparat er korrekt kalibreret, kræver minimal filtrering. Forskellige tidslinjer kan bruges til at vurdere mekanisk ydelse på forskellige stadier af healing. Endvidere kan modellen let anvendes i dyremodeller af human sygdom, ComprOmiše knogleheling, herunder for eksempel, diabetes, strålebehandling, og autoimmune sygdomme.
Modellen er designet til Wistar-hanrotter, selv om andre stammer let kan anvendes. Det skelet struktur rotter, især lårben, mens små, er i stand til at modstå normale ambulante belastninger efter modtagelsen af brugerdefinerede implantat, og deres postoperative forløb er hurtig. På grund af de simple geometrier anvendes, designet er nem at skalere op til større dyremodeller. Selv om det er muligt at udføre en tilsvarende operation i mus femora er betydeligt mindre, hvilket kræver brug af mindre implantater og præsenterer udfordringer i trucks afbrydelse test.
Som vi tidligere har ansat en simplere version af denne model i undersøgelser fokuserede på biologiske mekanismer, der forekommer i den tidlige helbredende point, og har ansat en 9 dag postoperativ tid-point, vi brugte den samme tid-punkt heri. Men denne time periode kan ændre sig afhængigt af undersøgelsens design, og forskellige tidspunkter kan vise progressionen af forankringen fænomen med tiden in vivo.
Under udviklingen af modellen blev mange hurtigt hærdende epoxy og cementer udforskes, hvoraf mange var upassende på grund af exoterme reaktioner, overdreven ekspansion, "fugtspredende" af uhærdet løsning gennem knogletrabecula, og meget varierende hærdetider. Den flydbare dental komposit valgt har minimal udvidelse (ca. 2%), hærder hurtigt under hærdelyset og udviser minimal vægevirkning. Desuden sammensatte udviser ingen exoterme egenskaber. Dette materiale kan ændres i stedet for tilgængelige materialer, men det er af afgørende betydning for strengt teste pottemuld agent, før du begynder projektet.
Denne metode giver værdifulde sammenlignende biomekaniske data som en funktion af kandidat implantatoverfladen design. Den vigtigste fordel ved dette imbevist metode er at begrænse forstyrrelser (fraktur) flyet til den første 0,5 mm fra implantatet overfladen, hvor den reparerende knoglen dannes. Den adskiller sig fra andre metoder, hvor bruddet ikke er begrænset til den peri-implantat zone. Således metoden præsenteres, som forklaret ovenfor, præcist isolerer en defineret peri-implantat-regionen - en region, der er konsistent i alle prøver - mens også tilpasse prøveemnet, således at den påførte kraft er præcis normal til implantatet overfladen, at fjerne enhver bias som følge til forskydning. Dette er især vigtigt, hvis man ønsker at overvåge modning af peri-implantat knogle med tiden. Imidlertid skal det understreges, at testen ikke giver biomekanisk information om den sande knogle / implantat grænseflade selv, da der er betydelig knogle tilbage på overfladen efter test.
Tidligere har vi anvendt en enklere version af denne metode til at definere evne overfladetopografi at gøre titannium overflader knogle-bonding 14, samt i nyere arbejde at afgrænse den biologiske relevans af varierende kvaliteter af topografisk kompleksitet som en funktion af healing tid 12. Mens den simple test er hurtigere end præsenteret heri, og kræver ingen specialdesignet pottemuld enhed, er der en betydelig variation i placeringen af fraktur flyet. Endvidere muliggør fremgangsmåden også en at forestille roterende prøveemnet 90 grader, således at implantatet er rettet lodret på mekaniske test instrument. I denne konfiguration er det muligt at gennemføre shear test med den samme forsøgsopstilling - en fremgangsmåde ikke er muligt med andre metoder.
Der er imidlertid en række praktiske ulemper, der repræsenterer begrænsninger. Da prøveemnerne er lille, kan det være tidskrævende at tilpasse modellen korrekt i formen under indstøbning i forhold til andre metoder. Endvidere, når prøven er indkapslede, kan det værevanskeligt at bekræfte, med det blotte øje, den nøjagtige peri-implantat region, hvorfor det kan være nyttigt at anvende et forstørrelsesglas eller guldsmedens sløjfe til mere nøjagtigt visualisere peri-implantat region. Endelig skal fremgangsmåden gøres på en måde, der undgår vægevirkning af den flydbare komposit gennem udsat reparative trabekler i peri-implantat region. Endelig har vi brugt en 1.000 N vejecelle, da dette er det udstyr, vi har til rådighed, men en mindre belastning celle, i 50-100 N rækkevidde, ville være mere passende for fremtidige tests, der giver mulighed for højere opløsning og nøjagtighed i testdata.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
Forfatterne har modtaget finansiering og materiel støtte fra Biomet 3i (Palm Beach Gardens, FL USA). Biomet 3i havde ingen del i skrivning af dette manuskript eller design af eksperimenter, der er beskrevet.
Acknowledgments
Forfatterne vil gerne takke Biomet 3i for deres fortsatte støtte, og især Randy Goodman for hjælp i design og fabrikation af custom dele. Spencer Bell er en modtager af en Industrial Postgraduate Scholarship, leveret af de nationale Sciences and Engineering Research Council of Canada (NSERC). Vi vil også gerne takke Dr. John Brunski for hans meget værdifuld feedback under manuskriptet forberedelse.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| Dulbecco’s Phosphate Buffer solution (DPBS) | Gibco Life Technologies, Burlington, ON, Canada | 14190-250 | |
| 10% neutral buffered formalin solution | Sigma-Aldrich Co. LLC., Canada | HT501128-4L | |
| Custom-designed rectangular implants (commercially pure titanium; dimensions: 4mm x 2.5mm x 1.3mm with a 0.7mm hole drilled centrally down the long axis) | Biomet 3i, FL, USA | N/A | |
| Custom-designed breakaway mould | Biomet 3i, FL, USA | N/A | |
| Isoflurane | Baxter Internationl Inc. | N/A | |
| Buprenorphine | Bedford Laboratories | N/A | |
| 10% betadine | Bruce Medical, MA, US | FR-2200-90 | |
| Scalpel | Almedic, Medstore, University of Toronto, Canada | 2586-M36-0100 | |
| Scalpel blade #15 (sterile) | Magna, Medstore, University of Toronto, Canada | 2586 | |
| Periosteal elevator #24G | Spectrum Surgical, OH, USA | EX7 | |
| Forceps | Almedic, Medstore, University of Toronto, Canada | 7747-A10-108 | |
| Tissue forceps | Almedic, Medstore, University of Toronto, Canada | 7722-A10-308 | |
| Scissors | Almedic, Medstore, University of Toronto | 7603-A8-240 | |
| Absorbant Fabric General Purpose Drape (sterile) | Vitality Medical | 1089 | |
| Gauze (non-sterile) | VWR | 89133-260 | |
| Needles 25G X 5/8" (disposable) | BD, Canada | 305122 | |
| Syringes (sterile) | VWR, Canada | CABD309653 | |
| Needle Driver | Almedic, Medstore, University of Toronto, Canada | A17-132 | |
| Dynarex Surgical gloves (sterile) | Amazon.com | 2475 | |
| Surgical masks | Fisherbrand, Medstore, University of Toronto, Canada | 296360759 | |
| 0.9% sterile saline | House brand, Medstore, University of Toronto, Canada | 1011-L8001 | |
| Hair clippers | Remington, US | N/A | |
| 4-0 Polysorb | Syneture | SL5627G | |
| 9mm Wound Clips | Becton Dickinson, MD, USA | 427631 | |
| ImplantMED DU 900 and WS-75 dental hand piece | W&H Dentalwerk, Austria | DU1000US | |
| 1.3 mm twist drill | Brasseler, GA, USA | 203.21.013 | |
| 1.3 mm dental burr | Biomet 3i, FL, USA | custom | |
| 1.2 mm cylindrical side-cutting burr | Biomet 3i, FL, USA | custom | |
| Cylindrical diamond burr | Brasseler, GA, USA | H1.21.014 | |
| High speed dental drilling system | Handpiece: KaVo Dental Corporation, IL, USA | N/A | |
| Handpiece Control: DCI International, OR, USA | |||
| 99.5% Ultra Pure sucrose | BioShop Canada Inc., Burlington, ON, Canada | 57-50-1 | |
| Flowable dental composite | Filtek Supreme Ultra Flowable Restorative, 3M ESPE, St Paul, Minnesota, USA | 6033XW | |
| Sapphire Plasma Arc high intensity curing light | Den-Mat Holdings, Santa Maria, CA, USA | N/A | |
| Instron 4301 with 1000 N load cell | Instron, Norwood, MA, USA | N/A | |
| Leica Wild M3Z Stereozoom dissecting microscope | Leica, Heerbrugg, Switzerland | N/A | |
| QImaging Micropublisher 5.0 RTV digital camera coupled with QCapture 2.90.1 acquisition software | QImaging, Surrey, BC, Canada | N/A | |
| Electronic digital caliper | Fred V. Fowler Company, Inc., Newton, MA, USA | N/A | |
| Mechanical testing instrument | Instron, Norwood, MA, USA | N/A |
References
- Brunski, J. B. In vivo bone response to biomechanical loading at the bone-dental implant interface. Adv. Dental Res. 13, 99-119 (1999).
- Brunski, J. B., Glantz, P. -O., Helms, J. A., Nanci, A. Transfer of mechanical load across the interface. In: The Osseointegration Book. Brånemark, P. I., Chien, S., Gröndahl, H. G., Robinson, K. , 209-249 (2005).
- Brånemark, R., Ohrnell, L. O., Nilsson, P., Thomsen, P. Biomechanical characterization of osseointegration during healing: an experimental in vivo study in the rat. Biomaterials. 18 (14), 969-978 (1997).
- Itälä, A., Koort, J., Ylänen, H. O., Hupa, M., Aro, H. T. Biologic significance of surface microroughing in bone incorporation of porous bioactive glass implants. J. Biomed. Mater. Res. A. 67 (2), 496-503 (2003).
- Brånemark, R., Emanuelsson, L., Palmquist, A., Thomsen, P. Bone response to laser-induced micro- and nano-size titanium surface features. Nanomedicine. 7 (2), 220-227 (2011).
- Kato, H., et al. Bonding of Alkali- and Heat-Treated Tantalum Implants to Bone. J. Biomed. Mater. Res. 53, 28-35 (2000).
- Hong, L., Xu, H. C., de Groot, K. Tensile strength of the interface between hydroxyapatite and bone. J. Biomed. Mater. 26 (1), 7-18 (1992).
- Currey, J. D. Mechanical properties of bone tissues with greatly different functions. J. Biomech. 9 (12), 313-319 (1979).
- Nakamura, T., Yamamuro, T., Higashi, S., Kokubo, T., Itoo, S. A new glass-ceramic for bone replacement: evaluation of its bonding to bone tissue. J. Biomed. Mater. Res. 19 (6), 685-698 (1985).
- Hench, L. L., Splinter, R. J., Allen, W. C., Greenlee, T. K. Bonding mechanisms at the interface of ceramic prosthetic materials. J. Biomed. Mater. Res. Symp. 1, 117-141 (1972).
- Edwards, J. T., Brunski, J. B., Higuchi, H. W. Mechanical and morphologic investigation of the tensile strength of a bone-hydroxyapatite interface. J. Biomed. Mater. Res. 36 (4), 454-468 (1997).
- Davies, J. E., Ajami, E., Moineddin, R., Mendes, V. C. The roles of different scale ranges of surface implant topography on the stability of the bone/implant interface. Biomaterials. 34, 3535-3546 (2013).
- Rønold, H. J., Lyngstadaasb, S. P., Ellingsen, J. E. Analysing the optimal value for titanium implant roughness in bone attachment using a tensile test. Biomaterials. 24, 4559-4564 (2003).
- Mendes, V. C., Moineddin, R., Davies, J. E. The effect of discrete calcium phosphate nanocrystals on bone-bonding to titanium surfaces. Biomaterials. 28 (32), 4748-4755 (2007).
- Skedros, J. G., Holmes, J. L., Vajda, E. G., Bloebaum, R. D. Cement lines of secondary osteons in human bone are not mineral deficient: new data in a historical perspective. Anat Rec. 286, 781-803 (2005).
- McKee, M. D., Nanci, A. Osteopontin and the bone remodelling sequence: colloidal-gold immunocytochemistry of an interfacial extracellular matrix protein. Ann. N.Y. Acad. Sci. 760, 177-189 (1995).
- Davies, J. E., Hosseini, M. M. Histodynamics of endosseous wound healing In: Bone Engineering. Davies, J. E. , Em Squared Inc. Toronto. 1-14 (2000).
- Welsh, R. P., Pilliar, R. M., Macnab, I. Surgical implants. The role of surface porosity in fixation to bone and acrylic. J. Bone Joint Surg. Am. 53 (5), 963-977 (1971).
- O'Brien, F. J., Taylor, D., Clive, L. T. The effect of bone microstructure on the initiation and growth of microcracks. J. Orthop. Res. 23 (2), 475-480 (2005).
- Steflik,, et al. Ultrastructural analyses of the attachment (bonding) zone between bone and implanted biomaterials. J. Biomed. Mater. Res. 39 (4), 611-620 (1998).
- Sul, Y. -T., Johansson, C., Albrektsson, T. A novel in vivo method for quantifying the interfacial biochemical bond strength of bone implants. J. Royal Soc. 7 (42), 81-90 (2010).
- Wong, M., et al. Effect of surface topography on the osseointegration of implant materials in trabecular bone. J. Biomed. Mater. Res. 29 (12), 1567-1575 (1995).
- Gotfredsen, K., et al. Anchorage of titanium implants with different surface characteristics: an experimental study in rabbits. Clin. Implant Dent. Relat. Res. 2 (3), 120-128 (2000).
- Lekholm, U., Zarb, G. A., Albrektsson, T. Patient selection and preparation. In: Tissue integrated prostheses. , Quintessence Publishing Co. Inc. Chicago. 199-209 (1985).
