Tłumaczenie oryginalnego artykułu: Gabriele Cervino, Agron Meto, Luca Fiorillo, Alessandra Odorici, Aida Meto, Cesare D’Amico, Giacomo Oteri and Marco Cicciù, Surface Treatment of the Dental Implant with Hyaluronic Acid: An Overview of Recent Data, Int J Environ Res Public Health. 2021 May; 18(9): 4670.
Źródło: https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pmc/articles/PMC8125310/
Streszczenie
Ostatnio wzrosło zainteresowanie oceną cząsteczki już produkowanej w ludzkim ciele, takiej jak kwas hialuronowy (HA), jako aplikacji na powierzchnię tytanowego implantu. Jego osteokonduktywne właściwości i pozytywna interakcja z komórkami progenitorowymi odpowiedzialnymi za tworzenie kości sprawiają, że odpowiada za wtórną stabilność. Celem tej pracy było przeanalizowanie różnych zabiegów powierzchniowych na implantach tytanowych, wykazując, że topografia i chemia powierzchni biomateriałów mogą korelować z reakcją organizmu; skupiając się również na dodaniu HA do powierzchni implantu i oceniając biologiczne implikacje podczas wczesnych etapów gojenia. Używany jako powłoka, HA wpływa na migrację, adhezję, proliferację i różnicowanie komórek prekursorowych na implantach tytanowych, poprawiając połączenie między implantem a kością. Ponadto, poprawa bioaktywności powierzchni implantów za pomocą HA mogłaby zatem ułatwić precyzyjne umiejscowienie protezy dentystycznej we wczesnej fazie obciążenia, spełniając tym samym oczekiwania pacjentów. Ważne jest, aby wszystkie ustalenia były wspierane przez dalsze eksperymentalne badania na zwierzętach i ludziach, aby ocenić i potwierdzić zastosowanie HA w każdej dziedzinie stomatologii.
Słowa kluczowe: implant dentystyczny, zabieg powierzchniowy, kwas hialuronowy
Wprowadzenie
Implantologia to gałąź stomatologii, która poczyniła niezliczone postępy na przestrzeni ostatnich dekad. Podstawowe zasady zintegrowanej osteoimplantologii przeszły znaczące zmiany, które modyfikują sposoby terapeutyczne stosowane w tej dziedzinie [1,2]. Osiąganie doskonałych wyników w rehabilitacji jamy ustnej, rozwiązywanie problemów estetycznych, funkcjonalnych i psychologicznych zarówno w częściowej, jak i całkowitej bezzębności [3,4,5,6,7].
W różnych sytuacjach klinicznych, dzięki wszystkim uzyskanym wynikom, możliwe jest przyspieszenie czasu obciążenia, spełniając oczekiwania i tym samym zwiększając zaufanie pacjentów do tych zabiegów. Protezy wspierane implantami mają znaczące zalety nad protezami przylepnymi lub śluzówkowymi, ponieważ implant tytanowy stymuluje kość do utrzymania jej wymiarów pionowych i poziomych w sposób podobny do naturalnych zębów [8,9].
Ponadto, biorąc pod uwagę już osiągnięte postępy i szerokie możliwości dalszego rozwoju, wciąż istnieje wiele obszarów badań w dziedzinie implantologii, mających na celu optymalizację procedur chirurgicznych i protetycznych [10]. Wraz z rozwojem procesów klinicznych, technologii i ich produktów, ciągła interakcja między badaniami nad implantami, protetyką i przemysłem doprowadziła do wprowadzenia coraz bardziej wszechstronnych i wartościowych komponentów do wykorzystania w rehabilitacji jamy ustnej [11]. Ostatnio literatura skupiła się na powierzchni implantów dentystycznych, zarówno pod względem wskaźnika osseointegracji, jak i ilości połączeń kość-implant. Istnieje wiele komercyjnych implantów tytanowych, których powierzchnie są poddawane różnym zabiegom, mającym na celu modyfikację cech powierzchni w kierunku większej osteokonduktywności. Od gładkiego implantu, używanego jako pierwszy prototyp, przeszło się do implantów charakteryzujących się makro i mikrotopografią za pomocą procedur piaskowania strumieniem tlenku glinu lub mikropartykul tytanu; procedur natryskiwania plazmowego tytanu (TPS) pod wysokim ciśnieniem i wysoką temperaturą; procesów topienia granul wapniowych i fosforowych w wysokiej temperaturze; połączonych procesów piaskowania i trawienia mocnymi i słabymi kwasami (ALS) [12]; procesów powlekania szklanymi fosfosilikatami wapnia i sodu (szkło bioaktywne) [13].
Obecne wysiłki skupiają się na ocenie materiału już produkowanego w ludzkim ciele, takiego jak kwas hialuronowy, jako implementacji na powierzchni tytanowego implantu. Racjonalne wykorzystanie tego glikozaminoglikanu, będącego częścią macierzy zewnątrzkomórkowej, wynika z jego właściwości osteokonduktywnych i pozytywnej interakcji z komórkami progenitorowymi odpowiedzialnymi za tworzenie kości i, w konsekwencji, za stabilność wtórną. Badania wykazują, że miejscowe zastosowanie żelu HA w kieszeni okołoimplantacyjnej i wokół implantów z periimplantitis może zmniejszać stan zapalny i poziomy IL-1β w płynie kieszonkowym [14,15,16,17,18,19,20].
Celem tego badania było przegląd literatury dotyczącej różnych zabiegów powierzchniowych implantów oraz zbadanie, czy (a) topografia i chemia powierzchni mogą być związane z odpowiedzią gospodarza; (b) możliwe użycie HA na powierzchni implantu; (c) ocena biologicznych procesów we wczesnych etapach procesu gojenia.
Osseointegracja
Osseointegracja jest definiowana jako bezpośrednie, strukturalne i funkcjonalne połączenie między żywą kością a powierzchnią implantu bez interpozycji tkanki miękkiej. Cechy niezbędne do osiągnięcia sztywnej osseointegracji zostały określone przez Brånemarka, Albrektssona i innych na początku lat osiemdziesiątych, w badaniach ustalających pewne zasady dotyczące [21,22]:
- biokompatybilności,
- kształtu,
- powierzchni implantu,
- miejsca implantu,
- techniki chirurgicznej,
- warunków obciążenia.
Jednakże, nie należy traktować osseointegracji jako prerogatywy jakiegokolwiek wyróżniającego się urządzenia implantologicznego, zważywszy, że nie daje ona tych samych rezultatów w przypadku kości o niskiej ilości i jakości, jak podają Albrektsson i Johansson [15]. Cook i in. [23] w jednym ze swoich prac badali, jakie czynniki wpływają na przyrost kości na powierzchniach implantów spośród wszystkich rozważanych parametrów, gdzie tylko cechy powierzchni wykazały dominującą rolę w integracji implantów. W szczególności, zmiana cech powierzchni implantów może prowadzić do lepszych wyników klinicznych, tj. właściwości powierzchni. Zasadniczo, implanty osseointegrowane odgrywają kluczową rolę w dynamice rozwoju osseointegracji, dlatego badanie powierzchni implantów jest nadal aktualne. Zarówno topografia powierzchni, jak i skład chemiczny są kluczowymi czynnikami. Potwierdzili to również Kononen i in. [24], podkreślając, że topografia powierzchni może bezpośrednio wpływać na strukturę, orientację, funkcję i proliferację komórek. Natomiast, według Kasemo i Lausmaa [25,26,27,28], skład chemiczny wpływa na biokompatybilność, ponieważ interakcja z tkankami biologicznymi jest związana z właściwościami najbardziej zewnętrznej warstwy atomowej powierzchni implantu. Ważne jest, aby zarówno podejścia topograficzne, jak i chemiczne były wymagane do pełnego zrozumienia cech powierzchni struktury. Innym decydującym czynnikiem jest poziom zanieczyszczenia powierzchni, gdzie tytan, ze względu na warstwę tlenku, jest uważany za nietoksyczny, a zatem wysoko biokompatybilny; jednak ilość warstwy tlenku otaczającej go i jej skład są głównie związane z warunkami produkcji. Sukces implantu można bezpośrednio powiązać z obecnością pierwiastków chemicznych na jego powierzchni po przeprowadzeniu zabiegu obróbki powierzchniowej [12]. Wiele badań in vitro wykazało również, że protokoły sterylizacji mogą wpływać na zachowanie komórek. Ponadto, aby lepiej zrozumieć wpływ powierzchni implantu na osseointegrację, konieczne jest poznanie zmian w kości po wszczepieniu implantu, ogólnych właściwości tytanu oraz cech zabiegów obróbki powierzchniowej.
3. Zmiany kostne po umieszczeniu/wszczepieniu implantu
Umieszczenie implantu w kości należy traktować jako naruszenie integralności organizmu. Wokół implantu zawsze występuje mikrometryczna przestrzeń, w której zachodzą złożone zjawiska biologiczne, gdzie od samego początku może objawiać się niedokrwienie tkanek z nekrobiozą po stronie kości [29]. Zwiększona przepuszczalność naczyń w obszarze zabiegu skutkuje przeniesieniem niezróżnicowanych komórek mezenchymalnych do wypełnienia przestrzeni między kością a powierzchnią implantu (migracja i kolonizacja komórek naczyniowych). Po pierwszych czterech dniach następuje różnicowanie komórek i organizacja tkanek okołowszczepowych, co pozwala na usunięcie komórkowych i kostnych resztek z martwicy usuniętej przez makrofagi, aby następnie rozpocząć fazę naprawy. Tworzenie nowej kości przechodzi przez wszystkie etapy charakterystyczne dla bezpośredniej ossyfikacji, w tym pojawienie się osteoblastów, odkładanie tkanki kostnej i formowanie niedojrzałej kości z włóknami przeplatanymi. W ciągu szóstego tygodnia pierwotna kość jest stopniowo resorbowana i zastępowana przez dojrzałą kość lamelarną; proces ten prowadzi do formowania się kości wokół wszczepionego implantu [30,31].
4. Ogólne właściwości tytanu
Według powszechnej klasyfikacji, materiały wszczepialne dzielą się na biotolerantne, bioinertne i bioaktywne. Materiały biotolerantne charakteryzują się gojeniem typu „distant osteogenesis,” gdzie jony uwalniane przez materiał wszczepiony do organizmu zakłócają metabolizm komórkowy i prowadzą do produkcji włóknistej tkanki łącznej. Natomiast materiały bioinertne nie uwalniają jonów ani szkodliwych substancji, które mogłyby wpływać na metabolizm komórek i nie stymulują reakcji tkanek, co prowadzi do „contact osteogenesis” bez interpozycji tkanki łącznej. Materiały bioaktywne wywołują korzystną reakcję, ułatwiając osadzanie się kości, co prowadzi do powstawania chemicznych wiązań z komponentami tkankowymi, takimi jak hydroksyapatyt, lub stymulują aktywność komórek. Z uwagi na swoje właściwości mechaniczne i poziom obecnych technologii, materiały te mogą być używane tylko jako powłoki, ponieważ nie są w stanie wytrzymać sił działających na element stomatologiczny [32].
Różne materiały były testowane w konstrukcji implantów dentystycznych, niektóre z nich nie są już używane; natomiast materiały obecnie uznawane za biokompatybilne to czysty tytan (cp Ti), stopy tytanu takie jak (Ti-6Al-4V), ceramiki na bazie Al2O3, hydroksyapatyt i cyrkonia. Tytan jest dobrze znanym metalem w dziedzinie stomatologii, gdzie jego fizyczne, mechaniczne i biologiczne właściwości pozwalają na jego powszechne użycie do produkcji koron, mostów, protez i systemów implantologicznych. Posiada on gęstość wynoszącą 4,5 g/cm³, topnieje przy 1677°C, wrze przy 3277°C, a jego przewodność cieplna jest niska (22 Wm−1 K−1). Posiada także dużą wytrzymałość mechaniczną (wytrzymałość na rozciąganie 730–950 N/cm²) i wydłużenie przy zerwaniu wynoszące 12%. Moduł elastyczności jest na tyle niski, że jest zbliżony do kości (110 000 N/cm²) [33,34,35].
Typowymi cechami tego metalu są wysoka odporność na korozję i wysoki stopień biokompatybilności. W naturze występuje głównie jako dwutlenek (TiO2) w trzech modyfikacjach polimorficznych: rutil, anataz i brookit. Tytan w stanie stałym jest stabilny w powietrzu, ale przy stężeniu tlenu powyżej 35% na zimnej powierzchni metalu, po teście cięcia, szybko się utlenia. Zgodnie z międzynarodowymi standardami Amerykańskiego Towarzystwa do Badań i Materiałów (ASTM) oraz Międzynarodowej Organizacji Normalizacyjnej (ISO), tytan klasyfikowany jest jak w Tabeli 1. Pomimo tej klasyfikacji, te stopy mogą zawierać zanieczyszczenia (Tabela 2) [36].
Wzrost stopnia tytanu jest bezpośrednio proporcjonalny do obecności zanieczyszczeń (O2, Fe), co z jednej strony prowadzi do poprawy właściwości mechanicznych (takich jak moduł elastyczności i twardość), a z drugiej do zmniejszenia zdolności do osseointegracji. Najczęściej stosowanym tytanem w medycynie jest stopień II, który najlepiej łączy odpowiednie właściwości fizyczne z doskonałą odpornością na korozję i biokompatybilnością. Te cechy są głównie związane z tworzeniem filmu rutilowego (TiO2) i innych tlenków na jego powierzchni (TiO, Ti2O3, Ti3O4); film ten jest jednolity i obojętny, przylegający i trwały, a jeśli zostanie usunięty, automatycznie odtwarza się w ułamku sekundy.
W dziedzinie implantologii protetycznej często stosuje się również tytan stopnia V. Jest to stop utworzony na bazie tytanu, z obecnością 6% Al, co zwiększa twardość i zmniejsza ciężar właściwy, dając większy moduł elastyczności; natomiast 4% V obniża przewodność cieplną (około 5% mniej) i poprawia odporność na zmęczenie i zużycie. Interesująco, reakcja redukcji tetrachlorku z sodem i magnezem jest stosowana do przemysłowej produkcji tytanu. Po uzyskaniu gąbczastej formy, jest on topiony w grafitowych pojemnikach, za pomocą pieców indukcyjnych i atmosfery argonowej, lub łuku voltaicznego w chłodzonych miedzianych rurach. Podczas obróbki mechanicznej, metal ten jest stale wystawiony na działanie atmosfery i innych substancji, takich jak chłodziwa i smary. Mimo to, kontakt z powietrzem powoduje szybkie wytworzenie warstwy tlenku tytanu o grubości około 10 Å, w mniej niż tysięcznej części sekundy, a w ciągu minuty grubość ta wzrośnie do około 50–100 Å. Proces sterylizacji przeprowadzany za pomocą ultradźwięków lub autoklawu również odgrywa fundamentalną rolę w zwiększaniu grubości tlenku [37].
Spośród dostępnych na powierzchni tlenków, TiO2 jest najbardziej stabilny i obecny na powierzchni tytanu i jego stopów, co powoduje, że tlenek ten negatywnie naładowuje implant, zwiększając jego afinitet do różnych biomolekuł. Podczas różnych faz umieszczania implantu, tlenek może być usunięty przez działanie mechaniczne, aby natychmiast się odtworzyć, mając ważną rolę w osseointegracji, ponieważ ma zdolność zapobiegania korozji dzięki wysokiej stabilności chemicznej i dyfuzji jonów metali wewnątrz tkanek, zapewniając wysoki stopień biokompatybilności [38].
5. Powierzchniowe zabiegi
Zabiegi powierzchniowe implantów mają na celu stworzenie biologicznie aktywnej powierzchni, która poprawia osseointegrację między implantem a tkanką kostną. Obecność mikrozabiegów na powierzchni elementu mocującego pozwala zwiększyć wytrzymałość na rozciąganie i skręcanie implantu .
Różni autorzy wykazali, że makrofagi, komórki nabłonkowe i osteoblasty wykazują wysokie powinowactwo do chropowatych powierzchni, tzn. rugofilii . Przedstawiono kilka hipotez dotyczących różnych technik mikrozabiegów zewnętrznej powierzchni, mających na celu uzyskanie idealnej chropowatości poprawiającej osseointegrację. Najczęstszymi zabiegami są piaskowanie tlenkiem glinu (Al2O3), powlekanie plazmowe (TPS) oraz hydroksyapatyt. Ostatnio zaproponowano silne techniki trawienia w połączeniu z tradycyjnym piaskowaniem (Sand-blasted Large-grid 21 Acid-etched: SLA). Wśród innych metod stosuje się powlekanie materiałem bioaktywnym, takim jak biokompatybilne szkło. Różne rodzaje powierzchni implantów można podzielić na dwie główne grupy: implanty dentystyczne o powierzchniach gładkich i chropowatych .
5.1. Implanty gładkie
„Gładkie” systemy mogą być elektrochemicznie polerowane lub mechanicznie obrabiane (toczone). W przypadku instalacji elektrochemicznie polerowanych, surowa powierzchnia poddawana jest elektrochemicznemu zabiegowi przez zanurzenie w elektrolicie, przez który przepływa prąd, gdzie drugim elektrodą jest głównie platyna. W ten sposób można uzyskać wartości chropowatości wynoszące 10 nm. Natomiast w systemach toczonych, powierzchnia jest obrabiana mechanicznie; mikroskopowo wygląda błyszcząco i gładko, gdzie mikroskop skaningowy pokazuje obrotowe smugi o minimalnej chropowatości. Kilka badań eksperymentalnych i klinicznych wykazało przewagę implantów o chropowatej powierzchni w porównaniu do gładkich implantów pod względem szybkości procesu osseointegracji, procentowego kontaktu na interfejsie implantacji w kości oraz odporności na testy skręcania. Ewolucja powierzchni tytanowych używanych pozwoliła na skrócenie czasu gojenia i obciążenia protez, z sześciu miesięcy do trzech-czterech tygodni, dzięki znacznej hydrofilowości i zdolności do przyciągania płynów organicznych, takich jak krew. Zgodnie z pracą Johnsona Daviesa, w przypadku implantów chropowatych, aktywacja płytek krwi wzrasta, co prowadzi do większej obecności mediatorów molekularnych, zwiększa retencję fibryny na powierzchni implantu, co determinuje bardziej stabilną sieć fibryny już w początkowych etapach mechanizmu osseointegracji, co jest kluczowe dla połączenia kości z implantem. W przypadku implantów gładkich liczba płytek krwi jest niższa, fibryna jest słabiej przylegająca i komórki perycytów nie mogą dotrzeć do powierzchni implantu, co prowadzi do osteogenezy na odległość, a nie osteogenezy przez kontakt, jak ma to miejsce w przypadku implantów o chropowatej powierzchni .
5.2. Powierzchnie chropowate
5.2.1. Piaskowanie
Piaskowanie to technika modyfikacji tytanu, która nadaje powierzchni chropowatość, poprawiając ogólnie biomechaniczne właściwości implantu. Jest to realizowane za pomocą specjalnych maszyn piaskujących, które używają strumienia pod wysokim ciśnieniem zawierającego substancje takie jak tlenek glinu lub tlenek tytanu. Strumień skierowany na czystą powierzchnię lekko ją eroduje, tworząc rowki o średnicy około 5–20 µm, co czyni ją chropowatą; w związku z tym, ten zabieg pozytywnie wpływa na pierwotną stabilność, ponieważ makrofagi, komórki nabłonkowe i osteoblasty wykazują powinowactwo do tej warstwy. Modyfikacja powierzchni nie powinna jednak zakłócać biokompatybilności materiału. Wykazano, że piaskowanie cząstkami tlenku glinu o średnicy między 100 a 150 mikronów sprzyja lepszej osseointegracji; nieregularna powierzchnia zwiększa osteokonduktywność metalu, który jest inaczej inertny, sprzyjając adhezji i aktywności osteoblastów. W rezultacie, gojenie interfejsu kości-implant jest szybsze .
5.2.2. Powierzchnie TPS
Inną metodą obróbki powierzchniowej jest powlekanie proszkami tytanowymi (TPS), zwykle w formie stopu Ti-6Al-4V. Proces natryskiwania plazmowego odbywa się za pomocą palnika plazmowego z łukiem napięciowym; ten ostatni jest produkowany między anodą miedzianą a chłodzoną katodą wolframową. W tym systemie, proszek tytanowy o rozmiarze cząstek między 50 a 100 µm leży na korpusie implantu. Powłoka osiąga grubość 0,5–2 mm i średnią chropowatość rzędu 200 µm. Zabieg wykonany z TPS jest w stanie zwiększyć dostępną powierzchnię w bliskim kontakcie z strukturą kostną w wyższym stopniu niż normalne piaskowanie, z jakością kotwiczenia kostnego. Wadą tej techniki jest słaba kontrola zanieczyszczeń, możliwość separacji cząstek i dyfuzja jonów metali z powierzchni implantu .
5.2.3. Powierzchnie powlekane hydroksyapatytem
Hydroksyapatyt jest substancją obecną w składzie zmineralizowanych struktur ciała; oprócz bycia autologicznym, może być sztucznie reprodukowany w postaci porowatej lub gęstej, granulowanego proszku i prefabrykowanych bloków. Tworzy chemiczne wiązanie z kością (tytan, w rzeczywistości, wykorzystuje wiązanie mechaniczne, korzystając z powierzchniowych mikro-akcji) i nie powoduje lokalnej ani systemowej toksyczności i stanów zapalnych .
Niedostateczne właściwości mechaniczne są optymalizowane dzięki jego użyciu jako powłoki na powierzchniach tytanowych. Składa się z granulek wapnia i fosforu połączonych w laboratorium za pomocą procesów wysokotemperaturowych, tzn. 125°C. Powód, dla którego jest stosowany, polega na tym, że wysoka koncentracja fosforu i wapnia sprzyja migracji i dojrzewaniu komórek osteogennych, które produkują macierz kostną, pozwalając na szybszą mineralizację w kontakcie z powierzchnią. Technika przetwarzania jest podobna do tej stosowanej przy otrzymywaniu TPS, z zmniejszeniem krystaliczności tego materiału (od 5% do 60–70%). Kilka badań wykazało, że powłoka HA może prowadzić do poprawy wyników klinicznych; faktycznie, istnieje wyższy kontakt kość-wkręt, większa ilość tkanki kostnej i brak obszarów osteolizy wśród gwintów wkrętów pokrytych HA, w porównaniu do tych bez powłoki .
5.2.4. Powierzchnie piaskowane i trawione
W 1990 roku zaproponowano nową powłokę powierzchniową zwaną SLA. Jest to powierzchnia piaskowana gruboziarnistym piaskiem (średnica 250–500 nm), myta w ultradźwiękowym zbiorniku z wodą dejonizowaną, następnie suszona, umieszczona w roztworze termostatowym kwasu siarkowego i chlorowodorowego, a na koniec płukana i suszona gorącym powietrzem. Ten rodzaj obróbki powierzchniowej determinuje makro-chropowatą warstwę związaną z działaniem piaskarki; jednocześnie działanie wywołane przez kwas tworzy mikro-alveole (mikro-chropowatość). Ta szczególna charakterystyka powierzchni sprawia, że implanty SLA przypominają coś więcej niż tylko powłokę powierzchniową, czyli strukturę powierzchni implantów TPS. Stain i McCollin potwierdzają, że wstawienie implantów TPS w szczęki pacjentów, aby uzyskać stabilną osseointegrację w klasach kości 1-2-3 według Misha, zajmuje trzy miesiące, podczas gdy w klasie kości 4 czas wydłuża się z czterech do sześciu miesięcy. Natomiast implanty z cechami biomimetycznymi, takie jak implanty SLA, czas ten jest znacznie skrócony do około sześciu tygodni w klasach 1-2-3 i do dwunastu tygodni dla klasy 4, co daje możliwość sprzyjania proliferacji i różnicowaniu komórek o potencjale osteogennym w krótszym czasie i z lepszą wydajnością (Rysunek 1) .
5.2.5. Powierzchnie powlekane bioaktywnym szkłem
Biologicznie aktywne szkła należą do rodziny szkła, które dzięki biokompatybilności in vitro i in vivo, braku procesów zapalnych i toksycznych, w obecności prekursorów osteogennych umożliwiają zdolność osteokonduktywną do promowania specjalnego biologicznego wiązania w obszarach kontaktu szkła z kośćmi. Są głównie złożone z fosfokrzemianu wapnia i vitrosis sodu; 45% masy stanowi Si2O (witryfier), 24,5% N2O (topnik), 24,4% CaO (stabilizator), a pozostały procent to P2O2 (wiążący) .
Bioaktywne szkła, w przeciwieństwie do tradycyjnych szkła, są hydrolytically niestabilne; aktywność biologiczna jest związana z zjawiskiem hydrolitycznej degradacji powierzchni z uwalnianiem jonów-sodu, wapnia, krzemu, fosforu, potasu, fosforanu, zdolnych do tworzenia warstwy o wysokiej aktywności osteokonduktywnej gwarantowanej przez kryształy hydroksyapatytu, które sprzyjają migracji i proliferacji osteoblastów. Wynikiem takiej aktywności jest resorpcja stanu szklistego i jego zastąpienie nowo utworzoną tkanką kostną w ciągu kilku miesięcy.
Zgodnie z klasyfikacją Andersona, szkła inertne, które prowadzą do powstawania interfejsu tkanki włóknistej, są zaliczane do klasy A. W klasach B i C, szkła są bardzo i dość rozpuszczalne; jednakże, nie są one w stanie tworzyć stabilnego wiązania z tkanką kostną; natomiast w klasach D i E, szkła o kontrolowanej reaktywności, zdolne do tworzenia mniej lub bardziej skonsolidowanego wiązania z tkanką kostną. Testy in vitro i in vivo wykazały pozytywne cechy powłoki uzyskanej jako bioaktywne powlekanie szklane na stopie tytanu (za pomocą procesu natryskiwania plazmowego); rezultatem jest całkowita degradacja warstwy szklanej i jej zastąpienie tkanką kostną w bezpośrednim kontakcie z implantem tytanowym .
5.2.6. Powierzchnie markowe: Tioblast, Osseotite, i TiUnite
Technika Tioblast wykorzystuje metodę ablacyjną i kompaktującą. Proces ma na celu poprawę właściwości tytanu poprzez piaskowanie przy użyciu granulek tlenku tytanu w kontrolowanych warunkach, powodując plastikową deformację powierzchni i generując otwory o regularnej wielkości i kształcie (1–5 mikronów).
Gwarantuje to siłę połączenia między kością a implantem trzy razy większą niż uzyskana w przypadku standardowego implantu, z zwiększeniem powierzchni o około 15%.
Powierzchnia Osseotite charakteryzuje się podziałem na dwie części, jedną gładką i jedną trawiącą (Hcl/H2SO4). Badania wykazują, że trawienie kwasem prowadzi do bardziej jednolitej powierzchni, a więc znacznie większego kontaktu kość-implant niż powierzchnie obrabiane mechanicznie.
Anodowa oksydacja, charakterystyczna dla Tiunite, powoduje stopniowy i kontrolowany wzrost warstwy powierzchniowej TiO2 i chropowatości powierzchni w kierunku apikalnym. Powierzchnia obejmuje porowatą strukturę, która wraz ze zwiększoną chropowatością powoduje zwiększenie powierzchni. Wyniki pokazują znacznie większy kontakt kość-implant niż w przypadku powierzchni toczonych lub obrabianych mechanicznie, większy moment odkręcania i tym samym większą stabilność.
5.3. Nowa metoda obróbki powierzchniowej, która nie zmienia chropowatości i sprzyja osseointegracji: kwas hialuronowy
Biochemiczne metody modyfikacji powierzchni implantu starają się wykorzystać aktualną wiedzę na temat biologii i biochemii funkcji i różnicowania komórek.
Modyfikacja powierzchni jest wykonywana w celu wpływania na reakcje tkanek; celem modyfikacji tkankowej jest unieruchomienie białek, enzymów lub peptydów na powierzchniach urządzeń w celu wywołania specyficznych odpowiedzi tkankowych.
W 1904 roku Pfaundler wysunął hipotezę, że wiązanie wapnia jest ważnym krokiem podczas kalcyfikacji kości i że pewne nieznane składniki były za to odpowiedzialne. Później odkryto, że GAGs odgrywają ważną rolę i że HA poprawia proliferację i wzrost kryształów hydroksyapatytu. Kwas hialuronowy, który jest kowalencyjnie związany z powierzchniami tytanowych implantów, znacznie zwiększa wzrost kości i skutkuje większą dojrzałością kości interfejsowej.
6. Badania nad modyfikacjami powierzchni implantów dentystycznych z wykorzystaniem kwasu hialuronowego
Nowa strategia poprawy interfejsu kość-implant opiera się na unieruchomieniu składników macierzy na zewnątrzkomórkowym Ti, peptydów lub enzymów, takich jak kolagen typu I, w celu ułatwienia osseointegracji poprzez ułatwienie adhezji osteoblastów na powierzchni implantów.
Racjonalne wykorzystanie kwasu hialuronowego wiąże się z jego składem, będąc jednym z ważnych glikozaminoglikanów w macierzy komórkowej syntetyzowanej przez fibroblasty, synowicyty i chondrocyty; wykazuje on znaczącą redukcję stanu zapalnego podczas gojenia ran, sprzyjając proliferacji komórek, re-epitelializacji i zmniejszeniu blizn [55].
Kolagen typu I jest idealnym kandydatem do inżynierii tkankowej przeszczepów, ponieważ wykazuje ważną kompatybilność z krwią oraz adhezję osteoblastów, decydującą różnicowanie w mineralizacji kości, gojenie kości, zwiększa wydzielanie macierzy zewnątrzkomórkowej. Ta cząsteczka, poprzez zwiększenie zwilżalności powierzchni, z którą jest w kontakcie, pozwala na lepszą organizację skrzepu krwi i związane z nim następujące zjawiska gojenia, bezpośrednio związane z obecnością tego samego [55].
Najnowsze badania naukowe w różnych laboratoriach w Nowej Zelandii, badające króliki jako króliki doświadczalne, analizowały efekty kwasu hialuronowego zdolnego do determinowania gojenia się różnych części ciała, w szczególności żuchwy, kości piszczelowej i kolana; zaznaczono pozytywną opinię, chociaż ograniczoną niewielką liczbą pobranych próbek, na temat skuteczności tego rodzaju modyfikacji powierzchni implantów [56,57,58,59].
6.1. Ocena TNF-α
Badanie Hasana et al. [60] miało na celu ocenę wpływu kwasu hialuronowego na interfejs kość-implant poprzez immunohistochemiczną ocenę czynnika martwicy nowotworów (TNF-α) w dwóch grupach po piętnaście królików. W obu grupach (eksperymentalnej i kontrolnej) sześćdziesiąt implantów zostało umieszczonych w piszczelach królików; gdzie w prawej piszczeli wstawiono implant niepokryty powłoką, w lewej eksperymentalny pokryty 0,1 ml żelu kwasem hialuronowym). Wszystkie króliki, w grupach po dziesięć, były poświęcone jeden, dwa i cztery tygodnie po operacji wstawienia implantu. Przeprowadzono testy immunohistochemiczne w celu oceny ekspresji TNF-α w obu grupach we wszystkich okresach gojenia (Tabela 3) [60]. Najwyższa średnia wartość pozytywnej ekspresji TNF-α została stwierdzona dla osteoblastów i osteocytów w czwartym tygodniu dla grupy eksperymentalnej; rzeczywiście, osteoklasty w drugim tygodniu bez istotnych różnic między grupami eksperymentalną a kontrolną. TNF-α ma działanie hamujące podczas różnych etapów różnicowania osteoblastów i może działać na prekursor tych samych poprzez zwiększenie różnicowania komórek macierzystych. Zwiększona pozytywna ekspresja TNF-α w grupie eksperymentalnej we wczesnych etapach gojenia pooperacyjnego wskazuje na przyspieszenie osseointegracji dla implantów pokrytych HA [39].
6.2. Analiza histomorfometryczna i histochemiczna
Celem badań dotyczących wpływu kwasu hialuronowego na integrację implantu dentystycznego było histologiczne i histometryczne ocenienie szczęk dziesięciu królików; w których wstawiono dwa implanty przed standardowym kontrolnym implantem i za implantem zintegrowanym z żelem kwasu hialuronowego. Wyniki omówiono dwa miesiące po operacji [39].
Trzy króliki z grupy kontrolnej nie miały osseointegracji implantu i zostały więc wyłączone z eksperymentu; tymczasem u pozostałych królików, w chwili poświęcenia, osseointegracja była obecna w obu grupach, ale nie stwierdzono objawów infekcji w żadnej z grup [56,57,58,59].
Histologicznie, nowo utworzona tkanka kostna była widoczna w obu grupach z lekką przewagą tkanki osteoidalnej i nowej kości w grupie eksperymentalnej; jednakże bez istotnych różnic.
Dyskusja
Dzięki nowym technologiom możliwe stało się odtworzenie nowych, innowacyjnych powierzchni, z modyfikacjami chemiczno-fizycznymi mającymi na celu przyspieszenie osteointegracji, ze zamiarem skrócenia okresu bezzębia u pacjentów oraz czasu rehabilitacji. Ponadto atakowanie biomolekuł na powierzchni implantu, takich jak związki bioaktywne i wielofunkcyjne molekuły, może promować proces osteogenetyczny wokół implantów, włączając w to indukcję adhezji komórkowej, stymulację osteogenezu, a nawet dodatkowe efekty przeciwbakteryjne związane z zarządzaniem peri-implantitisem. Nadal potrzebne są długoterminowe badania kliniczne, aby porównać skuteczność różnych powłok i ocenić wskaźniki sukcesu. Ponadto, dalsze badania powinny również zbadać, czy tradycyjne metody leczenia i powlekania powierzchni implantów mogą osiągnąć niezawodne efekty terapeutyczne, zwłaszcza w zakresie osiągnięcia stabilności i osteointegracji, a także unikania stanów zapalnych, zakażeń, ruchomości i powikłań mechanicznych. W przyszłości wykorzystywane będą bardziej zoptymalizowane technologie modyfikacji powłok w celu poprawy wydajności implantów, co przyniesie wielkie korzyści pacjentom bezzębnym.
HA to siarkowodorowy glikozaminoglikan bez jądra białkowego; składa się z długich, powtarzających się sekwencji dwóch prostych cukrów, takich jak kwas glukuronowy i N-acetyloglukozamina. Obie, z negatywnymi ładunkami, gdy się ze sobą wiążą, dają liniową cząsteczkę, bardzo elastyczną i rozpuszczalną. Wielka rozpuszczalność jest ważna, aby zapewnić nawodnienie tkanek, w których, faktycznie, otacza się ona cząsteczkami wody, aby wykonywać funkcje takie jak amortyzacja i smarowanie.
W dziedzinie medycyny estetycznej od kilku lat wykorzystuje się ją do zwalczania starzenia się skóry, wykorzystując mechanizm nawodnienia poprzez małe miejscowe wstrzyknięcia. Oprócz uznawanego od lat stosowania zabiegów kosmetycznych, biotechnologie od niedawna osiągnęły sukces w opracowaniu szerokiej gamy produktów do zastosowań wewnątrzustnych. Obejmują one również estetykę stomatologiczną.
Wykorzystanie HA w periodontologii do zamknięcia czarnych trójkątów międzyzębowych za pomocą niewielkich infiltracji żelu, bezpośrednio w dziąsłach, z pewnością miało duży wpływ. Ta cząsteczka jest wykorzystywana ze względu na jej cechy chemiczne, takie jak higroskopijność, właściwości wypełniania przestrzeni, efekt bakteriostatyczny, przeciwobrzękowy, przeciwutleniający, biokompatybilność i brak immunogenności. W dziedzinie stomatologii nowym frontem jest z pewnością wykorzystanie HA jako adiuwantu w procesach gojenia po wstawieniu implantów tytanowych. Dzisiaj w rzeczywistości stosuje się implanty jako złoty standard w zastępowaniu brakujących zębów. Wprowadzenie implantów osteointegrowanych w stomatologii było kamieniem milowym w praktyce klinicznej dla rehabilitacji częściowo lub całkowicie bezzębnych pacjentów. Te same oczekiwania w zakresie rehabilitacji protetycznej są zawsze wyższe pod względem czasu, funkcji i estetyki, a nowym momentem może być ocena skracania czasów gojenia biologicznego poprzez stosowanie żelu kwasu hialuronowego na implant.
Wnioski
Chyba że zostanie udowodnione inaczej, dodanie kwasu hialuronowego do powierzchni implantu może również odgrywać rolę w morfologii tkanek miękkich. Wykorzystanie cząsteczek kolagenu może sprzyjać dojrzewaniu tkanek zębodołowych, unikając możliwej wady przezroczystości i w konsekwencji widoczności ciała implantu z błony śluzowej. Literatura pokazuje, że obecność tych zmodyfikowanych powierzchni może nie tylko sprzyjać fazom gojenia, ale także odgrywać rolę w zarządzaniu patologią implantów. Z pewnością konieczne są dalsze badania w celu potwierdzenia znalezionych wyników na dużej próbie. Ostateczna hipoteza powinna być poparta badaniami eksperymentalnymi na zwierzętach i ludziach w celu oceny ostatecznych wyników i potwierdzenia początkowej idei.
Źródła:
1. Genc T., Duruel O., Kutlu H.B., Dursun E., Karabulut E., Tozum T.F. Evaluation of anatomical structures and variations in the maxilla and the mandible before dental implant treatment. Dent. Med Probl. 2018;55:233–240. doi: 10.17219/dmp/94303. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
2. Gaviria L., Salcido J.P., Guda T., Ong J.L. Current trends in dental implants. J. Korean Assoc. Oral Maxillofac. Surg. 2014;40:50–60. doi: 10.5125/jkaoms.2014.40.2.50. [PMC free article] [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
3. Scrascia R., Fiorillo L., Gaita V., Secondo L., Nicita F., Cervino G. Implant-Supported Prosthesis for Edentulous Patient Rehabilitation. From Temporary Prosthesis to Definitive with a New Protocol: A Single Case Report. Prosthesis. 2020;2:10–24. doi: 10.3390/prosthesis2010002. [CrossRef] [Google Scholar]
4. De Stefano R. Psychological Factors in Dental Patient Care: Odontophobia. Medicina. 2019;55:678. doi: 10.3390/medicina55100678. [PMC free article] [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
5. Fiorillo L., Cervino G., De Stefano R., Iannello G., Cicciù M. Socio-economic behaviours on dental profession: An in Italy google trends investigation. Minerva Stomatol. 2020;69:317–323. doi: 10.23736/S0026-4970.20.04352-6. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
6. Tsunoda A., Kanazawa H., Ishige T., Kishimoto S. A missing denture. Lancet. 2004;364:1884. doi: 10.1016/S0140-6736(04)17444-8. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
7. Pihlstrom B.L., Michalowicz B.S., Johnson N.W. Periodontal diseases. Lancet. 2005;366:1809–1820. doi: 10.1016/S0140-6736(05)67728-8. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
8. Ortensi L., Vitali T., Bonfiglioli R., Grande F. New Tricks in the Preparation Design for Prosthetic Ceramic Laminate Veeners. Prosthesis. 2019;1:29–40. doi: 10.3390/prosthesis1010005. [CrossRef] [Google Scholar]
9. Cicciù M. Prosthesis: New Technological Opportunities and Innovative Biomedical Devices. Prosthesis. 2019;1:1–2. doi: 10.3390/prosthesis1010001. [CrossRef] [Google Scholar]
10. Urist M.R. Bone: Formation by autoinduction. Science. 1965;150:893–899. doi: 10.1126/science.150.3698.893. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
11. Vozza I., Barone A., Quaranta M., De Paolis G., Covani U., Quaranta A. A comparison between endodontics and implantology: An 8-year retrospective study. Clin. Implant. Dent. Relat. Res. 2013;15:29–36. doi: 10.1111/j.1708-8208.2011.00397.x. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
12. Cervino G., Fiorillo L., Iannello G., Santonocito D., Risitano G., Cicciù M. Sandblasted and Acid Etched Titanium Dental Implant Surfaces Systematic Review and Confocal Microscopy Evaluation. Materials. 2019;12:1763. doi: 10.3390/ma12111763. [PMC free article] [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
13. Chrcanovic B.R., Kisch J., Albrektsson T., Wennerberg A. A retrospective study on clinical and radiological outcomes of oral implants in patients followed up for a minimum of 20 years. Clin. Implant. Dent. Relat. Res. 2018;20:199–207. doi: 10.1111/cid.12571. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
14. Chrcanovic B.R., Albrektsson T., Wennerberg A. Smoking and dental implants: A systematic review and meta-analysis. J. Dent. 2015;43:487–498. doi: 10.1016/j.jdent.2015.03.003. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
15. Albrektsson T., Zarb G., Worthington P., Eriksson A.R. The long-term efficacy of currently used dental implants: A review and proposed criteria of success. Int. J. Oral Maxillofac. Implant. 1986;1:11–25. [PubMed] [Google Scholar]
16. Wang Q., Hong Y.B., Huang M.D., Wang Q.M., Teng W. Constructing self-adhesive and robust functional films on titanium resistant to mechanical damage during dental implanting. Mater. Sci. Eng. C. 2020;110:110688. doi: 10.1016/j.msec.2020.110688. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
17. Sánchez-Fernández E., Magán-Fernández A., O’Valle F., Bravo M., Mesa F. Hyaluronic acid reduces inflammation and crevicular fluid IL-1β concentrations in peri-implantitis: A randomized controlled clinical trial. J. Periodontal Implant. Sci. 2021;51:63–74. doi: 10.5051/jpis.1903660183. [PMC free article] [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
18. Rauso R., Federico F., Zerbinati N., De Cicco D., Nicoletti G.F., Tartaro G. Hyaluronic Acid Injections to Correct Lips Deformity Following Surgical Removal of Permanent Implant. J. Craniofacial Surg. 2020;31:e604–e606. doi: 10.1097/SCS.0000000000006689. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
19. Bianchi S., Fantozzi G., Bernardi S., Antonouli S., Continenza M.A., Macchiarelli G. Commercial oral hygiene products and implant collar surfaces: Scanning electron microscopy observations. Can. J. Dent. Hyg. 2020;54:26–31. [PMC free article] [PubMed] [Google Scholar]
20. Areevijit K., Dhanesuan N., Luckanagul J.A., Rungsiyanont S. Biocompatibility study of modified injectable hyaluronic acid hydrogel with mannitol/BSA to alveolar bone cells. J. Biomater. Appl. 2021;35:1294–1303. doi: 10.1177/0885328220971746. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
21. Albrektsson T., Wennerberg A. On osseointegration in relation to implant surfaces. Clin. Implant. Dent. Relat. Res. 2019;21(Suppl. 1):4–7. doi: 10.1111/cid.12742. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
22. Albrektsson T., Johansson C. Osteoinduction, osteoconduction and osseointegration. Eur. Spine J. 2001;10(Suppl. 2):S96–S101. doi: 10.1007/s005860100282. [PMC free article] [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
23. Loney R.W., Lee C.J., Michaud P.L., Cook T.J.A. Use of a dental surveyor to ensure optimal seating of implant overdenture attachments. J. Prosthet. Dent. 2019;121:381–383. doi: 10.1016/j.prosdent.2018.04.023. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
24. Könönen M., Hormia M., Kivilahti J., Hautaniemi J., Thesleff I. Effect of surface processing on the attachment, orientation, and proliferation of human gingival fibroblasts on titanium. J. Biomed. Mater. Res. 1992;26:1325–1341. doi: 10.1002/jbm.820261006. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
25. Lausmaa J., Kasemo B., Hansson S. Accelerated oxide growth on titanium implants during autoclaving caused by fluorine contamination. Biomaterials. 1985;6:23–27. doi: 10.1016/0142-9612(85)90033-X. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
26. Kasemo B., Lausmaa J. Aspects of surface physics on titanium implants. Swed. Dent. J. Suppl. 1985;28:19–36. [PubMed] [Google Scholar]
27. Kasemo B., Lausmaa J. Biomaterial and implant surfaces: A surface science approach. Int. J. Oral Maxillofac. Implants. 1988;3:247–259. [PubMed] [Google Scholar]
28. Kasemo B., Lausmaa J. Biomaterial and implant surfaces: On the role of cleanliness, contamination, and preparation procedures. J. Biomed. Mater. Res. 1988;22:145–158. doi: 10.1002/jbm.820221307. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
29. Cicciù M., Herford A.S., Cervino G., Troiano G., Lauritano F., Laino L. Tissue fluorescence imaging (VELscope) for quick non-invasive diagnosis in oral pathology. J. Craniofacial Surg. 2017;28:e112–e115. doi: 10.1097/SCS.0000000000003210. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
30. Makary C., Menhall A., Zammarie C., Lombardi T., Lee S.Y., Stacchi C., Park K.B. Primary Stability Optimization by Using Fixtures with Different Thread Depth According To Bone Density: A Clinical Prospective Study on Early Loaded Implants. Materials. 2019;12:2398. doi: 10.3390/ma12152398. [PMC free article] [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
31. Lombardi T., Berton F., Salgarello S., Barbalonga E., Rapani A., Piovesana F., Gregorio C., Barbati G., Di Lenarda R., Stacchi C. Factors Influencing Early Marginal Bone Loss around Dental Implants Positioned Subcrestally: A Multicenter Prospective Clinical Study. J. Clin. Med. 2019;8:1168. doi: 10.3390/jcm8081168. [PMC free article] [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
32. De Santis D., Sinigaglia S., Pancera P., Faccioni P., Portelli M., Luciano U., Cosola S., Penarrocha D., Bertossi D., Nocini R., et al. An overview of socket preservation. J. Boil. Regul. Homeost. Agents. 2019;33:55–59. [PubMed] [Google Scholar]
33. Yilmaz B., Salaita L.G., Seidt J.D., Clelland N.L., McGlumphy E.A. Load to failure of different titanium abutments for an internal hexagon implant. J. Prosthet. Dent. 2015;114:513–516. doi: 10.1016/j.prosdent.2015.04.012. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
34. Singh G., Pruncu C.I., Gupta M.K., Mia M., Khan A.M., Jamil M., Pimenov D.Y., Sen B., Sharma V.S. Investigations of Machining Characteristics in the Upgraded MQL-Assisted Turning of Pure Titanium Alloys Using Evolutionary Algorithms. Materials. 2019;12:999. doi: 10.3390/ma12060999. [PMC free article] [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
35. Mastrangelo F., Quaresima R., Abundo R., Spagnuolo G., Marenzi G. Esthetic and Physical Changes of Innovative Titanium Surface Properties Obtained with Laser Technology. Materials. 2020;13:1066. doi: 10.3390/ma13051066. [PMC free article] [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
36. Fiorillo L., D’Amico C., Campagna P., Terranova A., Militi A. Dental Materials Implant Alloys: An X-ray Fluorescence Analysis On Fds76® Minerva Stomatol. 2021;69:370–376. doi: 10.23736/S0026-4970.20.04358-7. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
37. Guadarrama Bello D., Fouillen A., Badia A., Nanci A. A nanoporous titanium surface promotes the maturation of focal adhesions and formation of filopodia with distinctive nanoscale protrusions by osteogenic cells. Acta Biomater. 2017;60:339–349. doi: 10.1016/j.actbio.2017.07.022. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
38. Kim K.T., Eo M.Y., Nguyen T.T.H., Kim S.M. General review of titanium toxicity. Int. J. Implant. Dent. 2019;5:10. doi: 10.1186/s40729-019-0162-x. [PMC free article] [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
39. Scarano A., Lorusso F., Orsini T., Morra M., Iviglia G., Valbonetti L. Biomimetic Surfaces Coated with Covalently Immobilized Collagen Type I: An X-ray Photoelectron Spectroscopy, Atomic Force Microscopy, Micro-CT and Histomorphometrical Study in Rabbits. Int. J. Mol. Sci. 2019;20:724. doi: 10.3390/ijms20030724. [PMC free article] [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
40. Mandracci P., Mussano F., Rivolo P., Carossa S. Surface Treatments and Functional Coatings for Biocompatibility Improvement and Bacterial Adhesion Reduction in Dental Implantology. Coatings. 2016;6:7. doi: 10.3390/coatings6010007. [CrossRef] [Google Scholar]
41. Wazen R.M., Lefebvre L.P., Baril E., Nanci A. Initial evaluation of bone ingrowth into a novel porous titanium coating. J. Biomed. Mater. Res. Part B Appl. Biomater. 2010;94:64–71. doi: 10.1002/jbm.b.31624. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
42. Guadarrama Bello D., Fouillen A., Badia A., Nanci A. Nanoporosity Stimulates Cell Spreading and Focal Adhesion Formation in Cells with Mutated Paxillin. ACS Appl. Mater. Interfaces. 2020;12:14924–14932. doi: 10.1021/acsami.0c01172. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
43. Variola F., Zalzal S.F., Leduc A., Barbeau J., Nanci A. Oxidative nanopatterning of titanium generates mesoporous surfaces with antimicrobial properties. Int. J. Nanomed. 2014;9:2319–2325. doi: 10.2147/IJN.S61333. [PMC free article] [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
44. Bueno Rde B., Adachi P., Castro-Raucci L.M., Rosa A.L., Nanci A., Oliveira P.T. Oxidative nanopatterning of titanium surfaces promotes production and extracellular accumulation of osteopontin. Braz. Dent. J. 2011;22:179–184. doi: 10.1590/S0103-64402011000300001. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
45. Ariganello M.B., Guadarrama Bello D., Rodriguez-Contreras A., Sadeghi S., Isola G., Variola F., Nanci A. Surface nanocavitation of titanium modulates macrophage activity. Int. J. Nanomed. 2018;13:8297–8308. doi: 10.2147/IJN.S185436. [PMC free article] [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
46. Conserva E., Pisciotta A., Bertoni L., Bertani G., Meto A., Colombari B., Blasi E., Bellini P., de Pol A., Consolo U., et al. Evaluation of Biological Response of STRO-1/c-Kit Enriched Human Dental Pulp Stem Cells to Titanium Surfaces Treated with Two Different Cleaning Systems. Int. J. Mol. Sci. 2019;20:1868. doi: 10.3390/ijms20081868. [PMC free article] [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
47. Meto A., Conserva E., Liccardi F., Colombari B., Consolo U., Blasi E. Differential Efficacy of Two Dental Implant Decontamination Techniques in Reducing Microbial Biofilm and Re-Growth onto Titanium Disks In Vitro. Appl. Sci. 2019;9:3191. doi: 10.3390/app9153191. [CrossRef] [Google Scholar]
48. Quaranta A., Poli O., Vozza I. A case report of a TPS dental implant rigidly connected to a natural tooth: 19-year follow-up. Ann. Stomatol. 2013;4:263–268. [PMC free article] [PubMed] [Google Scholar]
49. Abdulkareem E.H., Memarzadeh K., Allaker R.P., Huang J., Pratten J., Spratt D. Anti-biofilm activity of zinc oxide and hydroxyapatite nanoparticles as dental implant coating materials. J. Dent. 2015;43:1462–1469. doi: 10.1016/j.jdent.2015.10.010. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
50. Doi K., Kubo T., Kajihara S., Makihara Y., Oue H., Oki Y., Perrotti V., Piattelli A., Akagawa Y., Tsuga K. A stability evaluation of a novel titanium dental implant/interconnected porous hydroxyapatite complex under functional loading conditions. Dent. Mater. J. 2017;36:647–653. doi: 10.4012/dmj.2016-346. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
51. Odusote J.K., Danyuo Y., Baruwa A.D., Azeez A.A. Synthesis and characterization of hydroxyapatite from bovine bone for production of dental implants. J. Appl. Biomater. Funct. Mater. 2019;17:2280800019836829. doi: 10.1177/2280800019836829. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
52. Rühling A., Hellweg A., Kocher T., Plagmann H.C. Removal of HA and TPS implant coatings and fibroblast attachment on exposed surfaces. Clin. Oral Implant. Res. 2001;12:301–308. doi: 10.1034/j.1600-0501.2001.012004301.x. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
53. Montazerian M., Zanotto E.D. Bioactive and inert dental glass-ceramics. J. Biomed. Mater. Res. Part A. 2017;105:619–639. doi: 10.1002/jbm.a.35923. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
54. Skallevold H.E., Rokaya D., Khurshid Z., Zafar M.S. Bioactive Glass Applications in Dentistry. Int. J. Mol. Sci. 2019;20:5960. doi: 10.3390/ijms20235960. [PMC free article] [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
55. Traini T., Degidi M., Strocchi R., Caputi S., Piattelli A. Collagen fiber orientation near dental implants in human bone: Do their organization reflect differences in loading? J. Biomed. Mater. Res. Part B Appl. Biomater. 2005;74:538–546. doi: 10.1002/jbm.b.30245. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
56. Kaya O.A., Muglali M., Torul D., Kaya I. Peri-implant bone defects: A 1-year follow-up comparative study of use of hyaluronic acid and xenografts. Niger. J. Clin. Pract. 2019;22:1388–1395. doi: 10.4103/njcp.njcp_502_18. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
57. Casale M., Moffa A., Vella P., Sabatino L., Capuano F., Salvinelli B., Lopez M.A., Carinci F., Salvinelli F. Hyaluronic acid: Perspectives in dentistry. A systematic review. Int. J. Immunopathol. Pharmacol. 2016;29:572–582. doi: 10.1177/0394632016652906. [PMC free article] [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
58. Bukhari S.N.A., Roswandi N.L., Waqas M., Habib H., Hussain F., Khan S., Sohail M., Ramli N.A., Thu H.E., Hussain Z. Hyaluronic acid, a promising skin rejuvenating biomedicine: A review of recent updates and pre-clinical and clinical investigations on cosmetic and nutricosmetic effects. Int. J. Biol. Macromol. 2018;120:1682–1695. doi: 10.1016/j.ijbiomac.2018.09.188. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
59. Ahmadian E., Dizaj S.M., Eftekhari A., Dalir E., Vahedi P., Hasanzadeh A., Samiei M. The Potential Applications of Hyaluronic Acid Hydrogels in Biomedicine. Drug Res. 2020;70:6–11. doi: 10.1055/a-0991-7585. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
60. Hasan M., Al-Ghaban N. The effects of hyaluronic acid on bone-implant interface in RABBITS (immunohistochemical study for TNF-α) IJABR. 2017;7:733–738. [Google Scholar]
61. Yazan M., Kocyigit I.D., Atil F., Tekin U., Gonen Z.B., Onder M.E. Effect of hyaluronic acid on the osseointegration of dental implants. Br. J. Oral Maxillofac. Surg. 2019;57:53–57. doi: 10.1016/j.bjoms.2018.08.014. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
62. Guler B., Uraz A., Çetiner D. The chemical surface evaluation of black and white porous titanium granules and different commercial dental implants with energy-dispersive x-ray spectroscopy analysis. Clin. Implant. Dent. Relat. Res. 2019;21:352–359. doi: 10.1111/cid.12727. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
63. Germano F., Bramanti E., Arcuri C., Cecchetti F., Cicciù M. Atomic force microscopy of bacteria from periodontal subgingival biofilm: Preliminary study results. Eur. J. Dent. 2013;7:152–158. doi: 10.4103/1305-7456.110155. [PMC free article] [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
64. Suchánek J., Ivančaková R.K., Mottl R., Browne K.Z., Pilneyová K.C., Pilbauerová N., Schmidt J., Suchánková Kleplová T. Hyaluronic Acid-Based Medical Device for Treatment of Alveolar Osteitis-Clinical Study. Int. J. Environ. Res. Public Health. 2019;16:3698. doi: 10.3390/ijerph16193698. [PMC free article] [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
65. Pan H., Han J.J., Park Y.D., Cho T.H., Hwang S.J. Effect of sustained release of rhBMP-2 from dried and wet hyaluronic acid hydrogel carriers compared with direct dip coating of rhBMP-2 on peri-implant osteogenesis of dental implants in canine mandibles. J. Cranio-Maxillofac. Surg. 2016;44:116–125. doi: 10.1016/j.jcms.2015.11.018. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
66. Levine R.A., Huynh-Ba G., Cochran D.L. Soft tissue augmentation procedures for mucogingival defects in esthetic sites. Int. J. Oral Maxillofac. Implants. 2014;29:155–185. doi: 10.11607/jomi.2014suppl.g3.2. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
67. Dong H., Liu H., Zhou N., Li Q., Yang G., Chen L., Mou Y. Surface Modified Techniques and Emerging Functional Coating of Dental Implants. Coatings. 2020;10:1012. doi: 10.3390/coatings10111012. [CrossRef] [Google Scholar]
68. Zhai P., Peng X., Li B., Liu Y., Sun H., Li X. The application of hyaluronic acid in bone regeneration. Int. J. Biol. Macromol. 2020;151:1224–1239. doi: 10.1016/j.ijbiomac.2019.10.169. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
69. Chang J.W., Koo W.Y., Kim E.K., Lee S.W., Lee J.H. Facial Rejuvenation Using a Mixture of Calcium Hydroxylapatite Filler and Hyaluronic Acid Filler. J. Craniofacial Surg. 2020;31:e18–e21. doi: 10.1097/SCS.0000000000005809. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
70. Patil S.C., Dhalkari C.D., Indurkar M.S. Hyaluronic Acid: Ray of Hope for Esthetically Challenging Black Triangles: A Case Series. Contemp. Clin. Dent. 2020;11:280–284. doi: 10.4103/ccd.ccd_42_19. [PMC free article] [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
71. Meto A., Meto A. Immediate Loading of Dental Implants Using Flapless Technique with Electric Welding. Balk. J. Stomatol. 2013;17:162–168. [Google Scholar]
72. Monje A., Ravidà A., Wang H.L., Helms J.A., Brunski J.B. Relationship Between Primary/Mechanical and Secondary/Biological Implant Stability. Int. J. Oral Maxillofac. Implants. 2019;34:s7–s23. doi: 10.11607/jomi.19suppl.g1. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
73. Fiorillo L., Romano G.L. Gels in Medicine and Surgery: Current Trends and Future Perspectives. Gels. 2020;6:48. doi: 10.3390/gels6040048. [PMC free article] [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]
74. Schwarz F., Sanz-Martín I., Kern J.S., Taylor T., Schaer A., Wolfart S., Sanz M. Loading protocols and implant supported restorations proposed for the rehabilitation of partially and fully edentulous jaws. Camlog Foundation Consensus Report. Clin. Oral Implant. Res. 2016;27:988–992. doi: 10.1111/clr.12736. [PMC free article] [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]