Gesteuerte vertikale Knochenregeneration durch raue und <br/>alkalisierte Implantatoberflächen

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M. Karl1, M. A. Freilich2, B. Wen2, M. Wei3, D. M. Shafer4, L. T. Kuhn2

Einführung: Es sollte im Tiermodell der Kaninchen-Mandibula überprüft werden, ob die Alkalisierung einer sandgestrahlten und säuregeätzten Titan-Implantatoberfläche (SLA sand-blasted, large grit, acid-etched) deren Potential zur vertikalen Knochenregeneration erhöhen kann.

Material und Methode: Bei insgesamt zwölf Kaninchen (New Zealand white rabbits) wurden entweder Implantate mit SLA oder alkalisierter SLA-Oberfläche (alkSLA) beidseits in transversaler Richtung in den Kieferwinkel inseriert, wobei der 3 mm lange koronale Anteil der Implantate den ortsständigen Knochen überragte. Drei Behandlungsvarianten (n = 6 Implantate) mit oder ohne Applikation von demineralisierter Knochenmatrix (DBM demineralized bone matrix) als Scaffold-Material wurden erprobt: SLA-Implantat plus DBM, alk-SLA-Implantat plus DBM, alkSLA-Implantat alleine. Die demineralisierte Knochenmatrix wurde dabei von einer Retentionsschraube fixiert. Nach einer zehnwöchigen Einheilphase erfolgten die radiologische und histologische Analyse der gewonnenen Proben, um die Knochenneubildung zu beurteilen.

Ergebnisse: Mit Ausnahme des Parameters Volumenanteil an Knochen (BVF Bone Volume Fraction) wurden die höchsten Messwerte stets für die Kombination SLA-Implantat plus DBM gefunden. Für den Parameter Knochen-Implantat-Kontakt (BIC Bone Implant Contact) konnten im Bereich oberhalb des ortsständigen Knochens keine signifikant höheren Werte für alkSLA-Implantate im Vergleich zu SLA-Implantaten nachgewiesen werden (32,0 % ± 13,5 bzw. 55,7 % ± 12,8; p = 0,0152). Eine signifkant reduzierte Knochenneubildung wurde um alkSLA-Implantate gefunden, wenn diese ohne DBM inseriert wurden (z. B. Höhe neu gebildeten Knochens 1,9 mm ± 0,3 bzw. 0,3 mm ± 0,5; p = 0,0312).

Schlussfolgerung: Im hier angewandten Tiermodell führte das Alkalisieren von kommerziell erhältlichen SLA-Implantaten in der Anwendung mit DBM nicht zu einer verstärkten vertikalen Knochenneubildung oder einem verbesserten Knochen-Implantat-Kontakt.

Schlüsselwörter: vertikale Knochenregeneration; Implantatoberfläche; demineralisierte Knochenmatrix; Kaninchen-Mandibula; Alkalisierung

Einführung

Vor der Insertion dentaler Implantate besteht häufig die Notwendigkeit, eine vertikale Augmentation des Kieferkammes durchzuführen, um ein ausreichendes Knochenangebot zu generieren [4, 8]. Verschiedene Operationsverfahren, basierend auf der Verwendung autogenen Knochens [18,25], der Anwendung von GBR-Verfahren zur gesteuerten Knochenregeneration mit resorbierbaren und nicht-resorbierbaren Membranen sowie partikulären Knochenersatzmaterialien wurden in diesem Rahmen beschrieben [5, 11]. Auch wurde über die Anwendung von Wachstumsfaktoren wie Bone morphogenetic proteins (BMP) [29, 31], plättchenreichem Plasma (PRP) [18] und Schmelz-Matrix-Proteinen berichtet [16, 30]. Für jedes dieser Verfahren ergeben sich jedoch spezifische Komplikationen und Nachteile wie die Notwendigkeit eines Zweiteingriffs zur Gewinnung autogenen Knochens, Techniksensitivität der Membrananwendung mit teilweise auftretender Freilegung und Infektion [19] der selbigen sowie die geringe Vorhersagbarkeit bei der Anwendung von PRP und Schmelz-Matrix-Proteinen [10, 15].

In einer Pilotstudie von Freilich et al. zur Anwendung eines teilweise in den ortsständigen Knochen inserierten Implantates mit rauer Oberfläche (SLA – sand blasted large grit acid etched), das im Bereich des freiliegenden Halses von demineralisierter Knochenmatrix (DBM demineralized bone matrix) als Scaffold-Material [1] umgeben und von einer Retentionsschraube stabilisiert wurde, konnte kürzlich gezeigt werden, dass mandibulärer Knochen guter Qualität und mit gutem Implantat-Knochen-Kontakt regeneriert werden konnte [12, 13].

Basierend auf der Tatsache, dass Oberflächenmodifiaktionen von Implantaten die Knochenregeneration beeinflussen können [26, 28], wurde angenommen, dass durch eine Oberflächenmodifikation der Implantate aus der Arbeit von Freilich et al. [13] das Volumen des neu entstandenen Knochens erhöht werden könnte. Die dort verwendete SLA-Oberfläche zeichnete sich durch eine größere Verbundfestigkeit zwischen Implantat und Knochen im Vergleich zu glatten Implantatoberflächen aus [2, 3]. Alternativ zur Anrauung von Titanoberflächen wurden Beschichtungen mit Kalzium-Phosphat sowie Alkalisierungs-Behandlungen beschrieben, um die Bioaktivität von Titan-Implantaten sowie deren Verbundfestigkeit zu Knochen zu erhöhen [17, 20, 22, 33].

Die Hauptprobleme Kalzium-Phosphat beschichteter Implantatoberflächen liegen in der Degradation der Beschichtungen [22] sowie in Reaktionen, die an der Grenzfläche zu Titan während des Sinterprozesses stattfinden [32]. Eine Möglichkeit, diese Probleme zu umgehen, wird in der Alkalisierungs-Behandlung von Implantatoberflächen gesehen [33]. Dieses Vorgehen resultiert in bioaktiven Oberflächen, die den Körper anregen, Kalzium-Phospaht in situ abzulagern und damit die Osseointegration zu verbessern [7, 21, 24, 27,33].

Da alkalisierte Implantatoberflächen bislang nicht direkt mit SLA-Oberflächen verglichen wurden, erfolgte in dieser Untersuchung die Alkalisierung von SLA-Implantaten, um das regenerative Potential beider Oberflächen hinsichtlich der erreichbaren vertikalen Knochenregeneration unter zusätzlicher Anwendung von DBM beurteilen zu können.

Es wurde angenommen, dass die modifizierten Implantate zu einer Erhöhung in den Parametern Implantat-Knochen-Kontakt (BIC Bone-Implant-Contact), Knochendichte und Volumen neu gebildeten Knochens führen würden.

Material und Methode

Implantate und Scaffold-Material

Experimentelle Schraubenimplantate aus Reintitan wurden für die Untersuchung verwendet (Länge 8 mm, Durchmesser 4,1 mm; Institut Straumann AG, Basel, Schweiz). Die Implantate wiesen eine zylindrische Grundform mit Ausnahme der Halspartie (3 mm) auf, welche sich konisch auf einen Durchmesser von 4,8 mm aufweitete. Eine Einkerbung teilte die Implantate in einen 5 mm langen apikalen Teil, der in den ortsständigen Knochen inseriert wurde und in einen 3 mm langen koronalen Teil, der den ortsständigen Knochen überragte. Modifizierte Einheilkappen mit polierter Oberfläche und einem Durchmesser von 8 mm, die sechs ovale Öffnungen aufwiesen, konnten auf den Implantaten aufgeschraubt und zur Retention von Scaffold-Materialien verwendet werden. Die Implantate hatten entweder eine SLA-Oberfläche oder eine durch Alkalisierung modifizierte SLA-Oberfläche (alkSLA), die sich bis zur Implantatschulter erstreckte. Zur Alkalisierung wurden die SLA-Implantate in 10 M NaOH-Lösung acht Stunden bei 80°C gelagert. Anschließend erfolgte die Resterilisation der modifizierten Implantate durch Elektronenbestrahlung.

Präfabrizierte Scheiben demineralisierten allogenen Kaninchen-Knochens mit einem Durchmesser von 8 mm, einer Dicke von 3 mm und einer zentralen Öffnung von 5 mm dienten als Scaffold-Material (Osteotech Inc. Eatontown, New Jersey, USA). Die Knochenmatrix wurde in Analogie zu kommerziell erhältlicher humaner allogener Knochenmatrix hergestellt (z. B. Grafton Flex, Osteotech Inc.). Diese Scheiben konnten um die beschriebenen Implantate gelegt und mit den modifizierten Einheilkappen stabilisiert werden (Abb. 1).

Experimentelle Gruppen

Nach Genehmigung des Studienprotokolls durch die zuständige Tierversuchskommission (Animal Care Committee, University of Connecticut Health Center, Farmington, CT, USA) wurden insgesamt zwölf adulte weibliche Kaninchen (New Zealand White Rabbit, Millbrook Breeding Labs, Amherst, MA, USA) mit einem Gewicht von 3,62 bis 4,68 kg den beiden Untersuchungsgruppen SLA bzw. alkSLA randomisiert zugeteilt (n = 6 Tiere pro Gruppe).

Die Tiere in der alkSLA-Gruppe erhielten randomisiert auf einer Seite lediglich ein Implantat und die zugehörige Einheilkappe, wohingegen auf der kontralateralen Seite zusätzlich Scaffold-Material eingebracht wurde. In der SLA-Gruppe erhielten die Tiere das SLA-Implantat mit DBM und zugehöriger Einheilkappe auf der einen Seite [13] während auf der kontralateralen Seite verschiedene Konstrukte zum Einsatz kamen, die nicht Gegenstand dieses Berichts sind.

Operationsprotokoll

Jedes Tier wurde mittels Midazolam (2 mg/kg IM, Midazolam, Bedford Laboratories, Bedford, OH, USA) sediert und ein Katheter in die marginale Ohrvene eingeführt. Eine Kombination aus Ketamin (10 mg/kg Ketaset, Fort Dodge Animal Health, Fort Dodge, IA, USA) und Xylazin (3 mg/kg Xylazine, TranquiVed Phoenix Scientific Inc. St Joseph, MO, USA) wurde zur Induktion einer Allgemeinanästhesie i. v. verabreicht. Nach Platzierung eines endotrachealen Tubus wurde die Anästhesie mittels Isofluran (Isoflurane Vaporizer, Vaporizer Sales & Service Inc, Rockmart, GA, USA; Engler Veterinary Anesthesia Delivery System ADS 1000, Engler engineering corporation, Hialeah FL, USA) während des gesamten Eingriffes aufrechterhalten und Puls, Atemfrequenz, Sauerstoffsättigung sowie expiratorisches CO2 überwacht (Low Flow Capnograph V900040LF, SurgiVet Inc, Waukesha, WI, USA). Buprenorphin (0,05–0,1 mg/kg, Buprenex, Reckitt Benckiser Healthcare Ltd, Hull, England) wurde sowohl präoperativ als auch 48 bis 72 Stunden postoperativ alle acht bis zwölf Stunden verabreicht. Die Region des operativen Eingriffs wurde mittels Rasur und Hautdesinfektion vorbereitet, lokale Anästhesie wurde mittels Injektion von 0,9 ml Lidocain (2 %, 1:100.000 Epinephrin, Xylocaine, Dentsply Pharmaceutical, York, PA, USA) vor der ersten Inzision sowie durch Injektion von 0,9 ml Bupivacain (0,5 %, 1:200.000 Epinephrin, Marcaine, Dentsply Pharmaceutical) zum Abschluss des Eingriffes erreicht.

Auf beiden Seiten im Bereich des Angulus mandibulae wurden Implantate inseriert. Nach Inzision mittels Skalpell (Klingenform 15c) wurden subkutanes Gewebe und Muskulatur mittels Elektrotomie (Electrosurgical Handpiece, ConMed Corporation, Utica, NY; Solid State Electrosurgery Model SSE2, ValleyLab, Boulder, CO, USA) durchtrennt, das Periost vorsichtig reflektiert und die lateralen Anteile des Angulus mandibulae dargestellt. Regulärem chirurgischen Protokoll folgend wurden beidseits Implantate in transversaler Ausrichtung bis zu einer Tiefe von 5 mm inseriert, wobei der 3 mm lange koronale Anteil der Implantate das Niveau des Knochens überragte. Partielle Dekortikation des ortsständigen Knochens erfolgte durch Anlegen von vier Bohrungen mittels Rosenbohrer in unmittelbarer Nähe des Implantates, um Zugang zu intraossären Gefäßen und die Entwicklung eines Blutkoagels im Operationsgebiet zu erreichen. Nach Insertion des Implantates wurde das Scaffold-Material in direktem Kontakt mit dem ortsständigen Knochen positioniert und die entsprechende Positionierschraube auf das Implantat aufgebracht. Der Wundverschluss erfolgte in drei Schichten Periost/Muskulatur, subkutanes Gewebe und Haut. Während die tieferen Schichten mit resorbierbarem Faden der Stärke 3,0 (Vicryl, Ethicon, Inc. Johnson & Johnson Company, Somerville, NJ, USA) vernäht wurden, benutzte man für die Hautnähte feineres Material der Stärke 4,0.

Probengewinnung, Aufbereitung und Analyse

Nach zehnwöchiger Einheilphase wurden alle Versuchstiere mit einer Überdosis Natrium-Pentobarbital (100 mg/kg, Euthasol, Virbac AH Inc., Fort Worth, TX) geopfert. Der Eintritt des Todes wurde durch ausbleibende Atmung für mehr als fünf Minuten sowie durch fehlende Herzaktion bei Thorax-Auskultation festgestellt. Knochenblöcke, welche die Implantate sowie die umgebenden Hartgewebe enthielten, wurden zur Auswertung entnommen und in 10 % neutral gepufferter Formalinlösung 48 Stunden gelagert, bevor die teilweise Entwässerung bis 70 % Ethanol erfolgte.

Nach der Fixierung erfolgte die dreidimensionale radiologische Darstellung der Proben mittels µCT (µCT40, Scanco Medical AG, Bassersdorf, Switzerland). Serielle Tomographien in transversaler Richtung bezogen auf die Längsachse des Implantates wurden bei 70 kVp und 114 µA angefertigt, wobei 1000 Projektionen pro Umlauf bei 300 ms Integrationszeit gewonnen wurden. Ausgehend davon wurden dreidimensionale Rekonstruktionen unter Anwendung konventioneller Rückprojektions-Algorithmen mit Shepp- und Logan-Filter angefertigt und in einem 30 mm Sichtfeld bei einer Auflösung von 37.037 Voxel/mm³ (isometrische 30 µm Voxel) dargestellt. Die Abgrenzung von Knochenmark, Weichgewebe und Titan von Knochen erfolgte mittels eines Gauß-Filters, um Unschärfen zu reduzieren. Als Dichte-Grenzwerte wurden 330 g/cm³ bzw. 2275 g/cm³ für Knochen bzw. Titan angewandt. Die Parameter Höhe neu gebildeten Knochens, Volumen neu gebildeten Gewebes, Volumen neu gebildeten Knochens sowie Volumenanteil neu gebildeten Knochens wurden ermittelt (Abb. 2).

Im Anschluss wurden die Proben zur histologischen Analyse vorbereitet (Biomatech Namsa, Chasse Sur Rhone, Frankreich). Die Knochenblöcke wurden in einer aufsteigend konzentrierten Alkoholreihe dehydriert, in Xylen geklärt und in Polymethylmethacrylat (Technovit 7200VLC, Heraeus Kulzer, Hanau) eingebettet. Pro Probenblock wurde ein frontaler Schnitt in der Mitte des Implantates nach der Säge-Schliff-Methode [9] erstellt und mittels modifizierter Paragon-Färbung (Toluidinblau-basisches Fuchsin) eingefärbt. Die histomorphometrische Auswertung erfolgte unter einem Zeiss-Mikroskop (Zeiss Axio A1, Carl Zeiss Jena, Jena, Germany) und entsprechender Auswertungs-Software (Bio Quant Osteo 7.10.10, BIOQUANT Image Analysis Corporation, Nashville, TN). Die Parameter Höhe neu gebildeten Knochens, Knochen-Implantat Kontakt (BIC Bone-Implant-Contact) im neu gebildeten und im ortsständigen Knochen sowie Knochendichte in einem Bereich 1 mm um das Implantat sowohl für ortsständigen als auch neu gebildeten Knochen wurden erfasst.

Statistische Auswertung

Die drei experimentellen Gruppen wurden basierend auf den radiologischen sowie histologischen Daten unter Anwendung nicht parametrischer Tests miteinander verglichen (Prism, GraphPad Software, San Diego, CA, USA). Nachdem die beiden Versuchsgruppen alkSLA-Implantat alleine und alkSLA-Implantat mit DBM die rechte und linke Seite derselben Versuchstiere darstellte, wurde der Wilcoxon signed rank test für gepaarte Stichproben für diese Vergleiche verwendet. Der Mann Whitney-Test wurde angewendet, um die beiden Gruppen mit alkSLA-Implantaten einzeln mit der SLA-Gruppe zu vergleichen. Das Signifikanzniveau für alle Vergleiche wurde bei ? = 0,05 festgelegt.

Ergebnisse

Sowohl die SLA als auch die durch Alkalisierung modifizierte SLA-Oberfläche zeigten eine mikroporöse Topographie resultierend von der Säure- bzw. Laugen-Einwirkung, die eine makroporöse Struktur aus dem Sandstrahlprozess überlagerten (Abb. 3). Im Sub-Mikro-Maßstab unterschieden sich die beiden Oberflächen jedoch dahingehend, dass die Alkalisierung zur Entstehung eines feinporigen Netzwerkes mit Porengrößen im Sub-Mikrometer-Bereich auf der rauen SLA-Oberfläche führte.

Bei allen Versuchstieren verlief die Heilungsphase komplikationslos. Die Mittelwerte und Standardabweichungen für die radiologische Auswertung der Proben sind in Tabelle 1 dargestellt, die Ergebnisse der statistischen Analyse sind in Tabelle 2 als p-Werte angegeben. Repräsentative 3D-Rekonstruktionen nach zehnwöchiger Einheilzeit der Implantate sind in Abbildung 4 gezeigt. Basierend auf der radiologischen Auswertung erreichte die Kombination SLA-Implantat plus DBM die größten Werte für die Parameter Höhe neu gebildeten Knochens, Volumen neu gebildeten Gewebes und Volumen neu gebildeten Knochens (Tab. 1). Für den Parameter Volumen neu gebildeten Gewebes ergab sich dabei ein signifikanter Unterschied zwischen alkSLA plus DBM und SLA plus DBM (p = 0,0022). AlkSLA ohne DBM zeigte signifikant geringere Werte (p < 0,05) für die Parameter Höhe neu gebildeten Knochens, Volumen neu gebildeten Gewebes und Volumen neu gebildeten Knochens im Vergleich zu alkSLA plus DBM und SLA plus DBM.

Die histologische Auswertung zeigte gut osseointegrierte Implantate sowohl in der SLA- als auch in der alkSLA-Gruppe ohne lokale Entzündungszeichen. Repräsentative unentkalkte histologische Aufnahmen der Proben sind in Abbildung 5 dargestellt. Die Mittelwerte und Standardabweichungen aller erhobenen Parameter sind in Tabelle 1 dargestellt, die Ergebnisse der statistischen Analyse sind in Tabelle 2 als p-Werte angegeben. Basierend auf der histologischen Analyse konnte kein Unterschied zwischen den einzelnen Gruppen hinsichtlich des Knochen-Implantat-Kontaktes im ortsständigen Knochen gefunden werden.

Im Bereich des neu gebildeten Knochens war der Knochen-Implantat-Kontakt für SLA-Implantate mit DBM signifikant größer als für alkSLA-Implantate mit DBM.

Für die Parameter Höhe und Dichte des neu gebildeten Knochens ergaben sich keine signifikanten Unterschiede zwischen SLA plus DBM und alkSLA plus DBM. Implantate mit alkSLA-Oberfläche alleine zeigten deutlich geringere Werte als SLA-Implantate plus DBM für die Parameter Höhe und Dichte neu gebildeten Knochens, sowie Knochen-Implantat-Kontakt im Bereich des neu gebildeten Knochens. Mit Ausnahme eines geringeren Knochen-Implantat-Kontaktes im neu gebildeten Knochen bei Anwendung von alkSLA-Implantaten ohne DBM konnte kein signifikanter Unterschied zwischen den beiden Gruppen mit alkSLA-Implantaten gefunden werden.

Diskussion

Interpretation der Ergebnisse

Gegenstand dieser Untersuchung war es zu prüfen, ob eine zusätzliche Alkalisierung kommerziell erhältlicher SLA-Implantate deren Potential zur Formation einer neuen Schicht vertikalen Knochens jenseits des ortsständigen Knochens steigern würde. Es wurde angenommen, dass die Bioaktivität der alk-SLA-Implantate größer wäre und daher in einer vermehrten Knochenneubildung resultieren würde.

Diese Annahme wurde widerlegt, da basierend auf den gewonnenen Daten angenommen werden muss, dass SLA-Implantate alkSLA-Implantate hinsichtlich des erreichbaren Knochen-Implantat-Kontaktes sowie des Volumens neu gebildeten Gewebes übertreffen. Obwohl die Höhe des neu gebildeten Knochens sowie dessen Dichte in beiden Gruppen unter Anwendung von DBM vergleichbar war, wurden signifikant höhere Werte für die Parameter sowohl Volumen neu gebildeten Gewebes als auch Knochen-Implantat-Kontakt für SLA-Implantate mit DBM gefunden. Im Mittel war das Gesamtvolumen neu gebildeten Gewebes 2,6-mal höher in der SLA-Gruppe als in der alkSLA-Gruppe. Da aus klinischer Sicht ein ausreichendes Knochenangebot sowohl in vertikaler als auch horizontaler Richtung zu fordern ist, erscheinen unter diesem Aspekt basierend auf der vergleichbaren Höhe neu gebildeten Knochens aber dem größeren Gesamtvolumen neu gebildeten Gewebes die SLA-Implantate den alkSLA-Implantaten überlegen zu sein.

Das überlegene Abschneiden der SLA-Implantate in Kombination mit DBM wurde von beiden Analyseverfahren µCT und Histologie übereinstimmend dargestellt. Die Werte für den Parameter Höhe neu gebildeten Knochens korrelierten sehr gut in allen drei Gruppen basierend auf µCT und Histologie. Im Gegensatz zur histologischen Auswertung, die sich lediglich auf einen Schnitt je Probe stützt, werden in der µCT Analyse die Daten der gesamten Zirkumferenz eines Implantates erfasst, was sich in generell geringeren Standardabweichungen niederschlägt.

Obwohl der Schwerpunkt dieser Studie darin lag, die Knochenneubildung jenseits des ortsständigen Knochens zu optimieren, wurde auch der Knochen-Implantat-Kontakt erfasst. Zehn Wochen nach Implantatinsertion lag dieser Parameter im ortsständigen Knochen in allen Gruppen bei etwa 55 %. Für die Kombination SLA-Implantat plus DBM wurden vergleichbare Werte auch im neu gebildeten Knochen gefunden, die eine gute Osseointegration der Implantate beweisen. Basierend auf einer früheren Publikation war erwartet worden, dass die Alkalisierung von SLA-Implantaten zu einer deutlichen Erhöhung von Dichte und Knochen-Implantat-Kontakt im neu gebildeten Knochen führen würde. Im Unterschied zur aktuellen Arbeit, wo raue SLA-Implantatoberflächen als Kontrollgruppe dienten, wurden in der Arbeit von Nishiguchi et al. jedoch glatte Implantatoberflächen als Kontrollgruppe eingesetzt [21]. Die vorliegende Arbeit verglich zum ersten Mal SLA- und alkalisierte SLA-Implantatoberflächen miteinander mit der Schlussfolgerung, dass das hier verwendete Alkalisierungsverfahren dem Verfahren zur Herstellung einer SLA-Oberfläche nicht überlegen war. Es wurde berichtet, dass die optimale Rauigkeit einer Implantatoberfläche von Parametern wie Oberflächenrauigkeit sowie der Morphologie und Dichte der vorhandenen Mikro-Porositäten abhängt [14]. In der vorliegenden Arbeit wurde die Oberflächentopographie der SLA-Oberfläche durch eine aggressive Alkalisierungs-Behandlung deutlich verändert, was als Ursache für die Unterschiede vor allem im Hinblick auf den Implantat-Knochen-Kontakt angesehen werden kann.

In einer vergleichbaren Untersuchung wurden sandgestrahlte Minischrauben nach Säuren- bzw. Laugen-Behandlung hinsichtlich deren Potenzial, das Ausdrehdrehmoment und den Knochen-Implantat-Kontakt im Vergleich zu glatten Titanoberflächen zu erhöhen, miteinander verglichen [6]. Chang und Mitarbeiter berichteten, dass der Implantat-Knochen-Kontakt für beide Gruppen an Schrauben vergleichbar war, was die hier gezeigten Ergebnisse bestätigt. Die mit Säure behandelten Schrauben zeigten in frühen Einheilstadien (vier Wochen) eine höhere Scherfestigkeit als die alkalisierten Schrauben, die wiederum in einer späteren Phase (zwölf Wochen) höhere Werte aufwiesen.

Park und Mitarbeiter verglichen sandgestrahlte und geätzte Implantate mit Implantaten, die einer zusätzlichen hydrothermalen Behandlung in einer kalziumhaltigen alkalischen Lösung unterzogen wurden [23]. Es wurde gezeigt, dass die hydrothermale Behandlung zu einem deutlich erhöhten Knochen-Implantat-Kontakt führte, wobei dies auf die Anwesenheit von Kalzium-Ionen sowie auf Änderungen in der Oberflächentopographie der Implantate zurückgeführt wurde. Nachdem die dort verwendeten Implantate keine SLA-Oberfläche aufwiesen und es sich zudem um Hüftgelenksköpfe handelte, sind Vergleiche mit der aktuellen Arbeit nur eingeschränkt möglich.

Zusätzlich zu den charakteristischen Eigenschaften der Implantatoberfläche scheint es erforderlich zu sein, ein osteoinduktives Scaffold-Material im Bereich des freiliegenden Implantathalses einzubringen, um eine vorhersagbare Knochenneubildung zu erreichen.

Bei fehlendem DBM Scaffold wurde nur eine sehr geringe Knochenneubildung jenseits des ortsständigen Knochens beobachtet. Die Anwesenheit eines Scaffolds scheint daher primär für die erfolgreiche Neubildung von Knochen verantwortlich zu sein, was geringe wenn auch signifikante Unterschiede zwischen den beiden Implantatoberflächen hinsichtlich des Volumens neu gebildeten Gewebes und des Knochen-Implantat-Kontaktes überschattete.

Grenzen der Untersuchung

Die relativ hohen Standardabweichungen insbesondere bei der histologischen Auswertung ergaben sich zum einen durch die Tatsache, dass lediglich ein Schnitt pro Probe angefertigt und ausgewertet wurde. Zusätzlich wies das verwendete Scaffold-Material aus Kaninchenknochen eine nur geringe mechanische Stabilität auf, was sich während der Implantation durch ein häufiges Einreißen der ringförmigen Scaffolds äußerte. Daher waren die Implantate häufig nicht auf der gesamten Zirkumferenz mit DBM umgeben, was in einer uneinheitlichen Knochenneubildung resultierte, die in einigen 3D-Rekonstruktionen der µCT-Aufnahmen beobachtet werden konnte. Bedingt durch die größeren Knochenlängen menschlicher Knochen im Vergleich zu Kaninchenknochen ergibt sich für humanes DBM eine wesentlich höhere mechanische Festigkeit.

Ein wesentlicher Vorteil des verwendeten Tiermodells liegt darin, dass reguläre Implantate und Retentionsschrauben für das Scaffold-Material verwendet werden konnten. Es kann jedoch als Limitation angesehen werden, dass die verwendeten Konstrukte nicht den potenziell schädlichen Einflüssen der Mundhöhle ausgesetzt waren. Diese Aspekte werden aktuell unter Anwendung identischer Konstrukte in mehreren Studien an Minischweinen untersucht.

Danksagung

Diese Arbeit wurde durch die ITI Stiftung unterstützt (Grant 248). Die Autoren bedanken sich für die exzellente Unterstützung bei Douglas Adams, PhD und Vilmaris Diaz-Doran, Department of Orthopaedic Surgery, University of Connecticut Health Center. Für die Mithilfe bei der Durchführung der Tierversuche gilt Dr. Peter Schleier, Department of Orofacial Surgery, University Hospital Stavanger besonderer Dank. Die experimentellen Implantate wurden von Institut Straumann AG, Basel, Schweiz, das DBM Scaffold-Material von Osteotech, Inc., Eatontown, NJ, USA zur Verfügung gestellt.

 

Interessenskonflikte: keine angegeben

Korrespondenzadresse

Priv.-Doz. Dr. Matthias Karl

Zahnklinik 2 – Zahnärztliche Prothetik

FAU Erlangen-Nürnberg

Glückstrasse 11, 91054 Erlangen

Tel.: 09131 853–5802, Fax: 09131 853–6781

E-Mail: Matthias.Karl@uk-erlangen.de

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Fussnoten

1 Zahnklinik 2, Zahnärztliche Prothetik, Friedrich-Alexander-Universität Erlangen-Nürnberg

2 Department of Reconstructive Sciences, Center for Biomaterials, School of Dental Medicine, University of Connecticut, Farmington, Connecticut, USA

3 Materials Science and Engineering Program, Chemical, Materials, and Biomolecular Engineering Department, University of Connecticut, Storrs, Connecticut, USA

4 Division of Oral and Maxillofacial Surgery, Department of Craniofacial Sciences, School of Dental Medicine, University of Connecticut, Farmington, Connecticut, USA

DOI 10.3238/ZZI.2011.0145


(Stand: 03.06.2011)

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In Memoriam an Karl-Ludwig Ackermann. Ein Nachruf von Prof. Dr. Günter Dhom und Gedenken an einen ganz „Großen“ der Zahnmedizin. 

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