Zirconia là gì và tương hợp sinh học ra sao?

1. Zirconia-Based Ceramics

Zirconia hay zirconium dioxide (ZrO2) là một oxit tinh thể màu trắng của zirconium có độ dẫn nhiệt cực thấp, bằng khoảng 20% so với alumin (Al2O3). Zirconia trơ về mặt hóa học và chống ăn mòn cao, đồng thời thể hiện các đặc tính cơ và điện độc đáo khiến vật liệu này trở nên cực kỳ hữu ích trong các ứng dụng như chất cách nhiệt, cảm biến oxy và pin nhiên liệu. Việc sử dụng zirconia đầu tiên cho mục đích y tế được thực hiện vào năm 1969 trong chỉnh hình như một vật liệu mới cho chỏm xương đùi để thay thế toàn bộ xương hông. Zirconia đã được sử dụng trong nha khoa làm mão răng và cầu răng từ năm 2004 nhờ sự phát triển của hệ thống CAD-CAM. Zirconia nha khoa không nên nhầm lẫn với zirconia cubic hoặc zircon. Zircon là một loại đá quý tự nhiên trên nền silicat zirconium (ZrSiO4), và zirconia cubic là một dạng tinh thể lập phương của zirconia. Cả zircon và zirconia cubic đều được sử dụng làm chất mô phỏng kim cương.

Bột ZrO2 nguyên chất có cấu trúc tinh thể monoclinic ở nhiệt độ phòng và chuyển thành tetragonal trong khoảng từ 1167 đến 2367°C, và sau đó là zirconia cubic ở nhiệt độ trên 2367 ° C. Sự chuyển đổi từ pha tetragonal sang pha monoclinic dẫn đến sự gia tăng thể tích từ 3% đến 5% (Hình 10-13), tạo ra các vết nứt nhỏ trong các mẫu zirconia và giảm sức mạnh và độ dẻo bền. Trong điều kiện này, zirconia nguyên chất sẽ không thể ứng dụng cho phục hình. Tuy nhiên, việc bổ sung một số oxit kim loại vào zirconia đã được tìm thấy để giữ cho pha tetragonal không chuyển thành pha monoclinic khi zirconia nguội về nhiệt độ phòng, ngăn chặn sự phát triển của các vết nứt nhỏ và bảo toàn các tính chất cơ học của pha tetragonal. Quá trình này được gọi là doping. Các loại oxit bao gồm magie (MgO), vôi (CaO), yttria (Y2O3) và ceria (Ce2O3). Zirconia pha oxit được gọi là zirconia ổn định. Một khả năng khác để ổn định pha tetragonal (nhiệt độ cao) ở nhiệt độ phòng là giữ cho kích thước tinh thể nhỏ hơn 10 nm trong quá trình làm lạnh.

2. Stabilized Zirconia

Nếu nồng độ chất ổn định lớn hơn (tức là hơn 8 mol% yttria), zirconia trở thành tất cả các pha cubic và được gọi là zirconia hoàn toàn ổn định (FSZ), là thành phần của zirconia cubic và các thiết bị như cảm biến oxy và pin nhiên liệu. Sự gia tăng khối lượng không xảy ra ở FSZ. Chất ổn định phổ biến nhất cho các ứng dụng nha khoa là yttria với lượng từ 3 đến 5 mol%. Ở nồng độ đó, zirconia pha oxit được gọi là zirconia ổn định một phần (PSZ) hoặc zirconia đa tinh thể tetragonal (TZP), tùy thuộc vào cấu trúc vi mô. PSZ bao gồm các hạt tetragonal metastable (bán bền, bền 1 phần) có kích thước nano đã kết tủa trong ma trận pha lập phương với kích thước hạt xấp xỉ 50 μm trong quá trình ủ của chu kỳ làm mát. Các tinh thể tetragonal metastable dưới kích thước tới hạn (dưới 1 μm) có thể được duy trì ở dạng này trong một cấu trúc thiêu kết dày đặc ở nhiệt độ phòng. Các tinh thể này cho phép thiêu kết để tạo thành một cấu trúc có mật độ cao được gọi là TZP, với mỗi tinh thể đơn lẻ gần như 100% là các tinh thể metastable tetragonal ổn định ở nhiệt độ phòng. Thông thường, vật liệu được nhận biết bằng số lượng chất ổn định trước chữ viết tắt của chất ổn định, và sau đó là loại cấu trúc vi mô. Do đó 3Y-TZP là đa tinh thể zirconia tetragonal 3 mol% Y2O3 và 5Y-PSZ có 5 mol% Y2O3 zirconia ổn định một phần. Magnesia cũng đã được sử dụng để sản xuất core ceramic Mg-PSZ (ZirMagnum, Cad.esthetic AB, Skellefteå, Thụy Điển). Ceria được sử dụng làm chất ổn định trong core ceramic Ce-TZP / Al 2O3 (KZR-CAD NANOZR, Công ty TNHH Yamakin, Osaka, Nhật Bản). Độ mạnh cao được phát hiện có tương quan với hàm lượng pha tetragonal cao, trong khi số lượng pha monoclinic cao dẫn đến độ mạnh thấp. Ví dụ, độ bền gãy của zirconia monoclinic đặc 92% không pha với oxit đã được báo cáo là 2,1 MPa • m1 / 2, và độ bền gãy của tetragonal 3Y-TZP là khoảng 8 đến 10,3 MPa • m1 / 2. Sự cải thiện này được xác định là do biến đổi tetragonal thành monoclinic, sẽ được thảo luận trong phần sau.

3. Transformation Toughening

Sự ổn định cấu trúc của zirconia nhờ yttria dẫn đến một tỷ lệ đáng kể của pha tetragonal metastable. Bằng cách kiểm soát thành phần, kích thước hạt và chu kỳ nhiệt độ so với thời gian, zirconia có thể được đông đặc bằng cách thiêu kết ở nhiệt độ cao và cấu trúc tetragonal có thể được duy trì dưới dạng hạt riêng lẻ (tức là ZTP) hoặc kết tủa (tức là PSZ), khi cấu trúc được làm mát đến nhiệt độ phòng. Pha tetragonal được giữ lại ở trạng thái metastable ở nhiệt độ phòng bởi ứng suất bên trong và có thể biến đổi trong những điều kiện nhất định thành pha monoclinic ổn định với sự gia tăng thể tích tương ứng. Khi ứng suất đủ lớn phát triển trong cấu trúc và một vết nứt bắt đầu lan truyền, tetragonal metastable (hạt) dạng tinh thể hoặc kết tủa (bên cạnh đầu vết nứt) giải phóng ứng suất bên trong, các pha tetragonal metastable chuyển sang dạng monoclinic ổn định. Trong quá trình này, các tinh thể hoặc kết tủa ZrO2 giãn nở 3% thể tích do đó đặt vết nứt dưới trạng thái ứng suất nén (Hình 10-14), và sự tiến triển của vết nứt bị ngăn cản. Để tăng thêm vết nứt này, cần phải có thêm ứng suất kéo. Hiện tượng này làm tăng khả năng chống đứt gãy do uốn và kéo của phục hình zirconia ổn định và do đó được gọi là transformation toughening. Do cơ chế tăng cường và dẻo bền này, zirconia ổn định bằng yttria đôi khi được gọi là thép sứ. Hình 10-15 cho thấy mặt cắt ngang của mão Lava với sản phẩm Y-TZP.

Năng lượng tác động lên bề mặt bằng cách mài thể hiện sự bền thông qua sự chuyển đổi pha từ tetragonal sang monoclinic; Hầu hết các nhà cung cấp zirconia không khuyến khích mài quá nhiều bằng các dụng cụ có mài thô hoặc rãnh lớn vì các vết nứt sâu có thể loại bỏ bất kỳ lợi thế nào do ứng suất nén cục bộ tạo ra. Xử lý nhiệt Y-TZP hoặc mài bề mặt ở 900 ° C trong 1 giờ (hoặc ít hơn) ở 900 đến 1000 ° C chuyển pha monoclinic bên trong bề mặt trở lại pha tetragonal. Do đó, nếu việc nung veneer xảy ra sau quy trình mài, nhiệt này có thể tạo ra sự chuyển đổi ngược lại từ monoclinic sang pha tetragonal. Sự gia tăng thể tích trong trường hợp này bị hạn chế nếu các tinh thể zirconia đủ nhỏ và cấu trúc vi mô đủ mạnh để chống lại các ứng suất gây ra. Vật liệu này cực kỳ mạnh mẽ (độ bền uốn, ≈ 900 MPa) và bền (độ bền đứt gãy, KIc, nằm trong khoảng từ 8 đến 10,3 MP ∙ m1 / 2). Nhiều sản phẩm Y-TZP có sẵn trong nha khoa để CAD-CAM. Các sản phẩm Y-TZP này được chia thành ba nhóm: (1) được tiện ở trạng thái xanh (đã nén chặt), (2) được tiện ở trạng thái thiêu kết một phần và (3) được tiện ở trạng thái thiêu kết hoàn toàn.

4. Zirconia nguyên khối

Một cách tiếp cận để giảm tính nhạy gãy của các phục hình sứ đắp là chỉ sử dụng core ceramic để làm toàn bộ phục hình. Bảng 10-5 liệt kê một số đặc tính của một số core ceramic bao gồm sản phẩm Y-TZP và sứ đắp. Phương pháp này đặc biệt hữu ích ở những răng sau, nơi chịu lực cao. Mặc dù khả năng chống gãy của mão răng toàn sứ là đặc biệt cao, nhưng có khả năng men răng đối diện bị mòn quá mức. Các nghiên cứu lâm sàng đã xác nhận rằng zirconia nguyên khối được đánh bóng đúng cách không gây ra sự mài mòn quá mức của lớp men đối diện. Điều này trái ngược với zirconia nguyên khối nướng bóng, đã được chứng minh là gây mòn men quá mức, đặc biệt là sau khi lớp nướng bóng bị mòn. Hai nhược điểm khác của mão all-zirconia là khó điều chỉnh khớp cắn khi có các tiếp xúc sớm và khó cắt và sinh nhiệt khi loại bỏ mão bị lỗi hoặc khi thực hiện mở tủy nội nha bằng mũi khoan kim cương.

Một nhược điểm khác của zirconia nguyên khối là tính chất không trong suốt của vật liệu này. Để bù đắp sự thiếu trong này, các nhà sản xuất đã tăng hàm lượng yttria với việc sản xuất 4Y-PSZ và 5Y-PSZ, trong đó pha tetragonal được giảm xuống tương ứng khoảng 75% và 50%, với sự cân bằng như pha cubic. Với sự gia tăng của pha cubic và kích thước hạt lớn hơn của chúng, các vật liệu zirconia này thể hiện độ trong hơn, do đó cải thiện tính thẩm mỹ. Tuy nhiên, việc giảm thể tích của pha tetragonal dẫn đến transformation toughening kém hơn và độ bền và độ bền đứt gãy của zirconia thấp hơn. Những zirconia trong này có độ bền tương tự như lithia disilicat và do đó chỉ được chỉ định cho các phục hình đơn.

5. Độ bền đứt gãy của Zirconia

Đối với zirconia, độ bền đứt gãy có xu hướng tăng khi kích thước hạt tăng lên. Do đó ảnh hưởng của kích thước hạt đến transformation toughening trái ngược với sự gia tăng độ bền đứt gãy khi kích thước hạt nhỏ như được thấy trong nhiều vật liệu khác.

Một nghiên cứu về ảnh hưởng của kích thước hạt đối với độ bền uốn ba điểm và độ bền đứt gãy Vickers cho thấy độ bền đứt gãy tăng tuyến tính đối với 3Y-TZP từ 650 MPa (cỡ hạt 0,9 μm) lên đến 1000 MPa đối với cỡ hạt tới hạn là 1,4 μm, sau đó giảm xuống 750 MPa đối với kích thước hạt trung bình là 1,8 μm. Sự thay đổi độ bền đứt gãy chủ yếu bị chi phối bởi sự thay đổi giữa 0,9 và 1,8 μm. Tuy nhiên, mối quan hệ này có thể không áp dụng cho zirconia tinh thể nano (kích thước hạt ∼100 nm) được sử dụng trong nha khoa vì kích thước hạt nhỏ hơn nhiều so với các khiếm khuyết bên ngoài, chẳng hạn như vết nứt do mài. Do đó, sự phụ thuộc của độ bền đứt gãy vào kích thước hạt nên nhỏ đối với zirconia CAD-CAM nha khoa. Sự giảm độ bền gây ra bởi kích thước hạt rất lớn có thể do quá trình premature transformation gây ra hiện tượng nứt vi mô. Kosmač và cộng sự báo cáo rằng mài làm giảm hàm lượng monoclinic và độ bền uốn của zirconia hạt mịn, nhưng mài không ảnh hưởng đến độ bền uốn của zirconia hạt thô. Curtis và cộng sự báo cáo rằng mài bằng mũi khoan thô làm giảm độ bền uốn của zirconia, nhưng mài bằng mũi mịn không gây ra sự thay đổi có ý nghĩa thống kê. Các nghiên cứu khác được liệt kê trong phần tài liệu tham khảo có thể đưa ra các kết quả trái ngược nhau vì sự khác biệt về cấu trúc vi mô ban đầu, thành phần, phân bố kích thước hạt, kích thước lỗ hổng tối đa và phân bố kích thước lỗ hổng.

6. Bám dính vào mô

Để thực sự hiểu được khả năng tương thích sinh học của zirconia, cần phải có một góc nhìn khác về các mô quanh implant và cách các mô này tương tác với vật liệu phục hình trong các tình huống lâm sàng.

6.1. Nguyên bào sợi vs. tế bào biểu mô

Trong nha khoa, có sự thiếu hiểu rõ về mô tiếp xúc với vật liệu phục hình dưới nướu. Nếu bác sĩ khuyên dùng zirconia thay vì các vật liệu khác, lý do thường là vì nó tốt cho sự kết dính của các nguyên bào sợi. Tất nhiên, nguyên bào sợi tạo thành các phần chính của mô quanh implant; tuy nhiên, tình trạng lâm sàng khác với hầu hết mọi người nghĩ.

Các bác sĩ loại bỏ các phục hình khỏi implant và nhận thấy dấu tích của các mô trên phục hình. Việc loại bỏ đôi khi gây chảy máu các mô quanh implant, và đôi khi thì không (Hình 18-18). Để giải thích lý do cho điều này, cần phải xem xét các mô quanh implant từ góc độ giản đồ. Tất cả các nghiên cứu mô học đã báo cáo sự tiếp xúc trực tiếp của mô liên kết và nguyên bào sợi với implant hoặc phục hồi (tùy thuộc vào loại implant) trên xương 1 mm và thực sự đây là nơi duy nhất mà nguyên bào sợi tiếp xúc trực tiếp với implant. Như trong hình 18-19a, mô liên kết tiếp xúc với ti-base. Tuy nhiên, về phía thân răng hơn, các tế bào biểu mô tiếp xúc trực tiếp với zirconia và phần cổ của ti-base. Rất nhiều nghiên cứu thảo luận về nguyên bào sợi liên quan đến zirconia, trong khi thực tế không có sự tiếp xúc giữa hai vật liệu này vì chúng được ngăn cách bởi một lớp biểu mô mỏng. Hàng rào bảo vệ đầu tiên khỏi vi khuẩn là biểu mô, không phải nguyên bào sợi, có xu hướng gần xương hơn và xa phần dưới nướu của phục hình (Hình 18-19b và 18-19c).

Bằng chứng tuyệt vời đã được trình bày bởi một nhóm do Giáo sư Eric Rompen dẫn đầu (dữ liệu chưa được công bố). Họ đã phân tích các phục hình bằng sứ zirconia với ti-base sau 6 tháng. Các mô quanh implant đã tiếp xúc với zirconia thô. Phân tích mô học cho thấy các nguyên bào sợi nằm trên ti-base, điều này hoàn toàn phù hợp với lời giải thích vừa đưa ra (Hình 18-20a và 18-20b). Trên abutment zirconia, nằm bên dưới các mô, các tế bào biểu mô bám trên bề mặt (Hình 18-20c và 18-20d). Điều thú vị là không có nguyên bào sợi nào được tìm thấy trên bề mặt zirconia, điều này trái ngược với niềm tin rằng các mô liên kết có tiếp xúc trực tiếp với vật liệu này. Tuy nhiên, nó ủng hộ quan điểm cho rằng biểu mô sắp xếp các nguyên bào sợi, giữ chúng tránh xa zirconia và ngăn tiếp xúc trực tiếp.

Điều này giải thích tại sao zirconia được đánh bóng tạo ra phản ứng tốt với các mô quanh implant, giống như sự kết dính. Ai cũng biết rằng tế bào biểu mô thích bề mặt nhẵn; trên thực tế, bề mặt càng mịn, tế bào càng tăng sinh tốt. Người ta đã chứng minh rằng zirconia là vật liệu mịn nhất có thể được sử dụng, và có các công cụ để kiểm soát độ mịn. Bề mặt nhẵn cũng thúc đẩy sự kết dính tốt hơn của các tế bào biểu mô. Ngoài ra, năng lượng bề mặt thấp của zirconia ngăn cản sự gắn kết của vi khuẩn, dẫn đến mức độ viêm thấp hơn và mô thích ứng tốt.

Các tế bào biểu mô bám dính qua cấu trúc giống như hemidesmosome với zirconia, nhưng chúng bám dính kém hoặc không bám với sứ nướng bóng (xem Hình 18-20c). Điều này khẳng định rõ ràng một thực tế rằng không nên sử dụng sứ đắp cho phần dưới nướu của phục hình implant. Hơn nữa, như đã đề cập trước đây, sứ đắp dường như không phải là một vật liệu thích hợp để thiết lập sự bám dính của mô mềm. Phân tích các tài liệu cho thấy không có đủ dữ liệu mô học về sự gắn kết của biểu mô với bề mặt zirconia. Do đó, cần dựa vào dữ liệu từ các nghiên cứu về titan. Những thí nghiệm này cho thấy hemidesmomes là cấu trúc vi tế bào biệt hóa cao, khác với biểu mô, và được đặc trưng bởi các mảng bám dính bao gồm desmoplakin và các sợi nhô ra từ tế bào chất qua màng về phía bề mặt titan. Sự tiếp xúc trực tiếp như vậy của các tế bào biểu mô trên titan cho thấy rằng phần tiếp giáp biểu mô có thể hình thành sự bám dính với bề mặt abutment. Tuy nhiên, một số nghiên cứu phân tích siêu cấu trúc của biểu mô bám dính đã báo cáo sự vắng mặt của hemidesmosomes trên titan.

Các cơ chế gắn kết chuyên biệt này có thể giải thích tại sao các tế bào biểu mô bám vào bề mặt của titan hiệu quả hơn các nguyên bào sợi, theo quan sát của Kawahara et al. Hơn nữa, Kawahara và cộng sự đã lưu ý rằng một lớp tế bào biểu mô được gắn vào abutment sau khi các mô được tách ra khỏi implant. Điều này cho thấy rằng biểu mô liên kết với titan thậm chí còn mạnh hơn sự gắn kết giữa tế bào với tế bào. Sự kết dính mạnh hơn của các tế bào biểu mô với bề mặt của titan làm cho seal quanh implant có khả năng chống vi khuẩn và chấn thương. Do đó, các mô cứng và mềm ổn định xung quanh implant có thể được bảo vệ bằng sự gắn kết biểu mô thích hợp về mặt định lượng và chất lượng. Nếu niêm mạc quanh implant khỏe mạnh, implant có thể ổn định ngay cả khi đã bị tiêu xương. Do đó, sự gắn kết biểu mô này có thể được coi là bằng chứng về tính tương hợp sinh học của các vật liệu này và tính phù hợp của chúng khi dùng cho phục hình.

Sự gắn kết biểu mô cũng giải thích sự chảy máu đôi khi được quan sát thấy sau khi tháo phục hình (Hình 18-21). Biểu mô được gắn với zirconia ở một mặt và mô liên kết ở mặt còn lại. Vùng mô liên kết được lót bởi biểu mô rất giàu cấu trúc mạch máu và do đó dẫn đến chảy máu sau khi bị lấy ra (Hình 18-22). Câu hỏi đặt ra là liệu các tế bào biểu mô có bám chắc hơn vào mô liên kết so với zirconia hay không. Các thí nghiệm đã chỉ ra rằng sự thích ứng của mô với zirconia có thể mạnh hơn, khiến biểu mô bị rách khỏi mô liên kết trong quá trình tháo ra, dẫn đến chảy máu. Do đó, ở các mô khỏe mạnh quanh implant, chảy máu sau khi tháo PH xảy ra ở các mô liên kết được ngăn cách với các cấu trúc phục hình bằng biểu mô; mô liên kết tiếp xúc trực tiếp với abutment hoặc nền (xem Vùng A trong Hình 18-22) là vô mạch và tương tự như mô sẹo. Tất cả những điều này không có nghĩa là mô liên kết không quan trọng để bảo vệ implant. Nó rất quan trọng, vì nó tạo cơ sở cho sự kết dính của biểu mô cũng như dinh dưỡng cho tế bào biểu mô. Cả biểu mô và nguyên bào sợi đều quan trọng đối với seal quanh implant; tuy nhiên, cần phải hiểu các chức năng riêng biệt của từng loại.

6.2. Giải thích cho việc bám dính biểu mô

Các kết quả lâm sàng thuận lợi được tìm thấy với zirconia có liên quan đến hai yếu tố: khả năng của các tế bào biểu mô bám vào zirconia được đánh bóng và các đặc tính của zirconia ngăn nó thu hút mảng bám và vi khuẩn. Nói cách khác, zirconia được đánh bóng có thể làm tăng vùng kết dính của mô và giảm vùng mảng bám. Các tế bào biểu mô có cấu trúc giống như hemidesmosome tiếp xúc với zirconia đánh bóng cũng như có các protein hoạt động giống như một chất keo (Hình 18-23).

Biểu mô kết nối là sự tiếp nối của biểu mô nhai và hình thành như một quá trình chữa lành vết thương khi các tế bào sừng xâm lấn lên mô liên kết bị lộ. Biểu mô kết nối bao gồm ba đến bốn lớp tế bào kéo dài. Nó kéo dài khoảng 2 mm về phía chóp và kết thúc ở khoảng 1 đến 1,5 mm từ mào xương, bao phủ mô liên kết bên dưới. Kawahara và cộng sự đã khẳng định rằng sự phát triển xuống dưới của biểu mô bị giới hạn bởi mô liên kết, nơi có sự cạnh tranh về độ bám dính giữa các tế bào của các mô khác nhau. Lớp mô liên kết ngăn chặn sự di chuyển về chóp của biểu mô khỏe mạnh và cung cấp cho biểu mô chất dinh dưỡng từ các mạch máu. Mặt khác, biểu mô kết nối bảo vệ mô liên kết bên dưới và xương khỏi các tác nhân gây bệnh. Sự di chuyển của bạch cầu qua các khoảng gian bào của biểu mô đã được quan sát bằng cách sử dụng mô hình in vivo, cho thấy một phản ứng viêm bảo vệ đối với mảng bám vi khuẩn.

Các mô hình trên động vật và người đã chỉ ra rằng biểu mô kết nối trên bề mặt titan tương tự như răng tự nhiên. Mặt phân cách giữa titan và biểu mô được cấu tạo bởi lớp basal lamina và cấu trúc giống hemidesmosome. Lớp basal lamina là một lớp được hình thành do sự tương tác giữa các protein bề mặt tế bào và các polysaccharid ngoại bào được tạo ra bởi các tế bào biểu mô. Lớp basal lamina liên kết với các substratum-absorbed protein và tạo thành một khoảng trống dày khoảng 100 nm ngăn cách bề mặt titan và màng tế bào. Một số protein nhất định đã được xác định có thể quan trọng đối với sự gắn vào biểu mô. Laminin được cho là kết nối basal lamina với màng tế bào. Fibronectin, có nhiều ở lớp ngoài của lớp basal lamina, có thể liên kết collagen của lớp basal lamina với các chất có thểhấp thụ trên bề mặt của titan.

Trong khoảng trống giữa tế bào và bề mặt của vật liệu, có những điểm rất gần nhau, nơi màng tế bào cách 15 nm tính từ substratum. Các vùng này được gọi là vùng bám dính khu trú và được đặc trưng bởi các bó sợi actin dày đặc trong tế bào chất liền kề. Các sợi actin được kết nối gián tiếp với chất nền ngoại bào thông qua các protein kết dính tế bào xuyên màng chẳng hạn như integrins và các protein liên kết cụ thể như vinculin. Sự hiện diện của vinculin có liên quan đến sự kết dính mạnh mẽ của tế bào với lớp substratum.

Một số nghiên cứu quan sát thấy sự phát triển của các tế bào biểu mô và tỷ lệ kết dính khu trú cao hơn trên bề mặt titan nhẵn so với bề mặt nhám. Người ta đề xuất rằng sự kết dính mạnh hơn của các tế bào biểu mô đạt được trên titan trơn vì độ bao phủ lớn hơn bởi sự kết dính khu trú. Một kết luận tương tự đã được đưa ra bởi Hormia và cộng sự, người đã lưu ý rằng các tế bào biểu mô bám và di chuyển hiệu quả hơn trên bề mặt titan nhẵn hơn là trên bề mặt thô ráp. Nó đã được chứng minh rằng điều tương tự cũng xảy ra với zirconia – bề mặt càng mịn thì biểu mô càng bám dính tốt hơn. Nhìn chung, rất khó để đo độ bám dính giữa vật liệu phục hình và mô vì điều này đòi hỏi các công cụ thăm dò đặc biệt và khó đạt được độ chính xác (Hình 18-24).

Nguồn:

1. Shen, C., Rawls, H. R., Esquivel-Upshaw, J. F., Anusavice, K. J., Phillips, R. W., & Skinner, E. W. (2022). Phillips’ Science of Dental Materials. Elsevier.
2. Linkevičius, T., Puišys, A., Andrijauskas, R., & Ostrowska-Suliborska, B. (2020). Zero Bone Loss Concepts. Quintessence Publishing Co. Inc.