3D-печатные титановые зубные имплантаты: Новая эра в имплантологии

Профессор Карло Мангано

Доктор медицины, доктор стоматологических наук, FICD
• Основатель и бывший президент Общества цифровой стоматологии (Digital Dentistry Society)
• Внештатный профессор цифровой стоматологии в Университете Сан-Раффаэле, Милан, Италия
• Руководитель исследовательской группы по цифровой стоматологии в больнице IRCCS Сан-Раффаэле, Милан, Италия
• Действительный член Итальянской академии остеоинтеграции (I.A.O.)
• Научный сотрудник Института науки и технологии керамических материалов Национального исследовательского совета Италии с 1989 по 2002 год.
• Автор 245 научных публикаций
• Автор и соавтор 20 книг по биоматериалам и имплантологии
• Библиометрические индексы: Индекс Хирша 60 (Google Scholar); 47 (Scopus)

Соавтор:
Франческо Мангано

В 2004 году наша группа начала исследования по 3D-печати титановых зубных имплантатов, используя один из первых доступных в то время 3D-принтеров — систему с волоконным лазером на иттербии (EOS GmbH, Мюнхен, Германия). Мы полагали, что методы аддитивного производства могут стать решением проблем, присущих традиционным методам изготовления зубных имплантатов.

В 2014 году мы описали в статье («Титановые зубные имплантаты, полученные методом прямого лазерного спекания металлов: обзор текущей литературы», F. Mangano и соавт., International Journal of Biomaterials, том 2014, статья ID 461534) результаты первых 10 лет исследований и клинического применения напечатанных на 3D-принтере титановых зубных имплантатов.

За этим последовали многочисленные другие научные статьи с 2015 года по настоящее время, в которых мы описывали не только все клинические и гистологические результаты применения 3D-печатных титановых имплантатов, но и их эволюцию, обусловленную новыми цифровыми технологиями и последними поколениями 3D-принтеров для титана.

Здесь мы хотим представить ключевые этапы разработки и клинического применения этих 3D-печатных титановых имплантатов, обобщив 20-летний опыт, который также позволил применять эти новые технологии печати титана в других областях, таких как ортопедическая, челюстно-лицевая и краниальная хирургия.

Введение

В настоящее время зубные имплантаты изготавливаются путем механической обработки титановых стержней с последующей модификацией дизайна их поверхности, такой как пескоструйная обработка [3], травление кислотой [4, 5], анодирование [6, 7], нанесение дискретных кристаллов фосфата кальция [8] и химическая модификация [3, 6, 9]. Все эти методы используются для повышения стабильности и улучшения остеоинтеграции [1–9]. Действительно, несколько исследований продемонстрировали, что топография поверхности имплантата играет ключевую роль во многих периимлантационных клеточных и молекулярных механизмах [3–10]. Было показано, что шероховатые поверхности лучше адсорбируют биомолекулы из биологических жидкостей, что может влиять на каскад событий, приводящих к заживлению кости и тесному прилеганию к имплантату [1–3, 10].

Гистологические исследования продемонстрировали, что шероховатые поверхности могут эффективно способствовать лучшей и более быстрой остеоинтеграции по сравнению с обработанными механически поверхностями [11, 12]. С клинической точки зрения, в нескольких исследованиях сообщалось о превосходных долгосрочных показателях выживаемости и успеха для имплантатов с шероховатой поверхностью [5, 7, 13].

Однако все упомянутые методы обработки зубных имплантатов приводят к получению структуры из высокоплотного титана с микро- или наношероховатой поверхностью. Альтернативный подход заключается в создании имплантатов с функционально-градиентной структурой, обладающей градиентом пористости перпендикулярно длинной оси и относительно высокой пористостью на поверхности [14, 15]. В последние годы макропористые структуры стали популярной стратегией для достижения прочной и долговечной фиксации в кости [16]. В соответствии с современными концепциями инженерии костной ткани, для регенерации кости необходима открытая взаимосвязанная пористая структура с порами в диапазоне 200–400 мкм; действительно, возможен обширный транспорт биологических жидкостей через матрицу пористого каркаса, что может стимулировать врастание кости при условии существенной взаимосвязанности пор [16].

Улучшенная фиксация может быть достигнута за счет врастания костной ткани в пористую металлическую матрицу и через нее, таким образом связывая имплантат с костной тканью реципиента; однако с механической точки зрения эта пористая структура должна быть достаточно жесткой, чтобы выдерживать механические нагрузки [16, 17].

В последние годы был разработан ряд методов для создания пористого покрытия на имплантатах [19] с конкретной целью создания структуры, способной улучшить остеоинтеграцию, таких как плазменное напыление [20], трехмерное осаждение волокон [21], порошковая металлургия [22], методы вспенивания в твердом состоянии [23] и репликация полимерной губки [24]. Однако с помощью этих традиционных методов невозможно изготовить пористую структуру с полностью контролируемым дизайном внешней формы, а также внутренней поровой сети, с соблюдением строгих требований к пористости, оптимальному размеру пор и механической прочности [25, 26].

Аддитивное производство (АП), также известное как свободное формование (SFF), — это стратегия прямого создания физических объектов с заданной структурой и формой на основе данных виртуальной трехмерной (3D) модели [25–27].

Прямое лазерное спекание металлов (DMLS) — это лазерная технология, в которой объект строится слой за слоем с использованием металлических порошков, излучающих нагревателей и компьютерно-управляемого лазера [25–29]. В основном, установка производит объект на подвижной платформе, нанося послойно материал согласно заданной модели [25–29]. Для каждого слоя аппарат наносит слой порошка точной толщины (0,1 мм).

Затем мощный лазерный луч направляется на слой порошка и запрограммирован на сплавление металлических порошков в своей фокальной зоне в соответствии с файлом компьютерного проектирования (CAD), создавая таким образом тонкий металлический слой. Платформа опускается на запрограммированную толщину слоя, наносится новый слой порошка, и следующий слой спекается под воздействием лазера, conforming к предыдущему слою. Этот процесс продолжается слой за слоем до полного изготовления объекта [25–29].

С помощью DMLS можно контролировать пористость каждого слоя, а также взаимосвязь пор, их размер, форму и распределение, и, следовательно, 3D-архитектуру имплантата, изменяя параметры обработки, такие как мощность лазера и пиковая мощность, диаметр лазерного пятна, толщина слоя, шаг сканирования, скорость сканирования и стратегия сканирования, или путем изменения размера исходных частиц титана [25–29].

Это важное преимущество данной техники: высокий уровень взаимосвязанности, приводящий к преимущественно открытой пористой морфологии, может позволить костное врастание и васкуляризацию, усиливая остеоинтеграцию — essential фактор долгосрочной надежности имплантата [25–29]. Кроме того, поскольку механические свойства биоматериалов зависят от их микроархитектуры, технология DMLS может быть использована для изготовления пористых титановых имплантатов с механическими свойствами (жесткостью), близкими к кости [25–29]. Действительно, пористый имплантат будет иметь предел текучести и модуль упругости, которые снижены по сравнению с полностью плотным компонентом. В результате, механические свойства пористого устройства могут быть настроены так, чтобы лучше соответствовать пределу текучести и модулю упругости кости реципиента и, следовательно, избежать нежелательных эффектов, таких как «стресс-экранирование» (эффект защиты от нагрузки), связанное с несоответствием модулей упругости кости и имплантата [25–29]. Еще одним преимуществом DMLS является неограниченная свобода и возможность изготовления сложных индивидуализированных титановых имплантатов, сделанных на заказ для конкретного пациента, с конкурентоспособными затратами времени и средств [28, 29]. Наконец, в отличие от процессов резки или фрезерования, технология DMLS производит меньше отходов, и thus практически нет потери материала [28, 29].

Целью данного обзора в 2014 году была оценка данных, касающихся надежности титановых зубных имплантатов, изготовленных по технологии DMLS, клинических и гистологических/гистоморфометрических результатов, а также их механических свойств.

Клинические исследования титановых имплантатов, изготовленных по технологии DMLS

Были найдены три проспективных клинических исследования стандартных 3D-печатных зубных имплантатов [35–37] и четыре клинических исследования или отчета о применении технологии DMLS для изготовления индивидуальных имплантатов [38–41]. Все имплантаты, использованные в этих исследованиях, были изготовлены с одинаковыми параметрами обработки/настройками лазера и характеризовались пористой поверхностью со средним размером пор 200–400 мкм на массивном, плотном титановом стержне [35–41].

В первом проспективном многоцентровом клиническом исследовании с использованием внутренне-гексагональных имплантатов DMLS всего было установлено 201 имплантат (106 в верхней челюсти, 95 в нижней челюсти) 62 пациентам [35]. Ортопедические конструкции включали 105 одиночных коронок (SC), 45 несъемных частичных протезов (FPP) и два несъемных протеза на всю челюсть (FFA). По окончании исследования, после одного года функциональной нагрузки, был зарегистрирован общий уровень выживаемости имплантатов 99,5% (верхняя челюсть: 99,0%, 1 отторжение имплантата; нижняя челюсть: 100,0%, без отторжений) [35]. Это исследование подтверждает концепцию, что внутренне-гексагональные имплантаты DMLS могут использоваться в несъемном ортопедическом восстановлении обеих челюстей с прогнозируемым положительным результатом [35].

В другом проспективном исследовании по немедленной нагрузке overdentures на нижней челюсти, опирающихся на необъединенные (раздельные) однокомпонентные имплантаты DMLS с шаровидными абатментами, где 96 имплантатов были установлены в беззубую нижнюю челюсть 24 пациентам, был зарегистрирован удовлетворительный годовой уровень выживаемости имплантатов 98,9% [36]. На основании этих результатов авторы заключили, что немедленная нагрузка необъединенных имплантатов DMLS с помощью overdentures на нижней челюсти с шаровидными абатментами представляется безопасной и успешной процедурой [36].

Наконец, в двухлетнем проспективном клиническом исследовании по немедленному восстановлению несъемными частичными протезами (FPP) с опорой на однокомпонентные имплантаты DMLS малого диаметра (2,7–3,2 мм), где 37 имплантатов были установлены в задние отделы челюстей (14 в верхней челюсти, 23 в нижней челюсти) 16 пациентам, не произошло ни одного отторжения имплантата, что привело к 100% уровню выживаемости [37]. Это исследование подтверждает гипотезу, что однокомпонентные имплантаты DMLS малого диаметра могут успешно использоваться для несъемного ортопедического восстановления в задних отделах обеих челюстей [37].

Наконец, с помощью DMLS могут производиться индивидуализированные имплантаты: действительно, эта техника может использоваться для изготовления индивидуальных титановых имплантатов, таких как аналоговые имплантаты формы корня [38–41] или пластинчатые имплантаты [42], адаптируя имплантат к анатомии пациента вместо того, чтобы адаптировать кость пациента под предварительно сформированный стандартизированный имплантат.

Два различных клинических случая продемонстрировали, что современная технология получения изображений с помощью конусно-лучевой компьютерной томографии (КЛКТ) и 3D-преобразования изображений в сочетании с процессом DMLS позволяют изготавливать индивидуальные аналоговые имплантаты формы корня [39, 40]. В этих отчетах изображения КЛКТ не подлежащих восстановлению остатков корней премоляров верхней челюсти (двукорневой первый премоляр и однокорневой второй премоляр, соответственно) были получены и преобразованы с помощью специального программного обеспечения в 3D-модели. На основе этих моделей были изготовлены два индивидуальных аналоговых имплантата DMLS, являющихся точными копиями корневых единиц, которые требовалось заменить. Неподлежащие восстановлению остатки корней были удалены, и сразу после удаления аналоговые имплантаты были установлены в лунки удаленных зубов и восстановлены одиночными коронками [39, 40]. После одного года функциональной нагрузки индивидуализированные имплантаты показали отличную интеграцию в костную ткань с практически идеальным функциональным и эстетическим результатом [39, 40].

После этих первых сообщений проспективное клиническое исследование оценило выживаемость и успех имплантатов DMLS, аналоговых форме корня, установленных в лунки удаленных зубов у 15 пациентов [41]. Были получены изображения КЛКТ 15 не подлежащих восстановлению премоляров и преобразованы в 3D-модели: на их основе были изготовлены индивидуальные аналоговые имплантаты DMLS формы корня с интегрированным абатментом. Сразу после удаления зуба аналоговые имплантаты были установлены в лунки и восстановлены одиночными коронками. При наблюдении через 1 год не было зарегистрировано ни одного отторжения. Все имплантаты были стабильны, без признаков инфекции [41]. Оптимальное состояние периимплантатных тканей было подтверждено рентгенологическим исследованием. Авторы пришли к выводу, что техника DMLS предлагает новую и интересную перспективу для немедленной установки индивидуализированных зубных имплантатов [41].

Гистологические и гистоморфометрические исследования титановых имплантатов, изготовленных по технологии DMLS

В общей сложности в современной научной литературе было найдено 12 гистологических и гистоморфометрических исследований, посвященных имплантатам DMLS (6 из них были проведены на животных и 6 — на людях) [15, 17, 43–52].

Исследования на животных

Исследования на животных проводились на титановых имплантатах/каркасах, изготовленных по технологии DMLS, с различными геометрическими характеристиками и пористостью. Эти исследования продемонстрировали, что, помимо обеспечения адекватной механической поддержки, пористые титановые каркасы могут способствовать образованию костной ткани, что приводит к высокой механической целостности при лечении обширных костных дефектов [17].

В другом гистологическом/гистоморфометрическом исследовании де Уайлд и коллеги [43] изучили формирование кости in vivo с использованием различных пористых титановых имплантатов DMLS (с поверхностями без обработки, после пескоструйной обработки или комбинированной пескоструйной обработки и травления кислотой), установленных в дефекты костей свода черепа кроликов, в сравнении с необработанными дефектами. В этом исследовании имплантаты DMLS имели открытую пористую решетку и ступенчатую цилиндрическую форму с общей пористостью 83,5%. По окончании исследования увеличение костной ткани за пределы исходных границ кости наблюдалось только в дефектах, обработанных имплантатами, что указывает на высокий остеокондуктивный потенциал имплантатов DMLS [43].

Анализ с помощью микрокомпьютерной томографии (μКТ) и гистоморфометрии показал, что все пористые титановые структуры хорошо интегрировались в окружающую кость (остеоинтегрировались) [43]. Авторы пришли к выводу, что проектируемые пористые облегченные структуры обладают потенциалом для регенерации и увеличения объема кости, особенно когда требуются индивидуальные геометрии, специфичные для пациента [43].

Фукуда и коллеги проверили влияние размера взаимосвязанных пор в титановых каркасах DMLS на остеоиндуктивность и процессы костеобразования. Технология DMLS использовалась для изготовления пористых титановых каркасов (диаметром 3,3 мм, длиной 15 мм) с порами разной ширины (500, 600, 900 и 1200 мкм соответственно). Каркасы DMLS имплантировали в дорсальные мышцы 8 взрослых собак породы бигль на сроки 16, 26 или 52 недели [44]. Отличная остеоиндукция наблюдалась в каркасах с порами размером 500–600 мкм [44]. Это исследование подтверждает гипотезу о том, что геометрические свойства каркасов DMLS (характеризующиеся открытой взаимосвязанной пористостью с порами контролируемого размера) могут вызывать образование новой костной ткани даже во внескелетных участках [44].

В аналогичном исследовании Паттанаьяк и коллеги [45] изучили биологический ответ на высокопористые каркасы DMLS, установленные в бедренную кость японских белых кроликов. Через двенадцать недель после имплантации гистологическая оценка показала превосходные остеокондуктивные свойства каркасов DMLS: значительное количество новой костной ткани проникало в поры и непосредственно связывалось со стенками внутри имплантатов [45].

Штубингер и коллеги [46] установили три различных типа имплантатов (механически обработанные, с пескоструйной обработкой и травлением кислотой, и имплантаты DMLS) в тазовые кости шести овец. В этом случае тесты на момент удаления (торке-тесты) показали значительное улучшение прочности фиксации (P < 0,001) для поверхности DMLS (1891,8 ± 308,4 Н·мм) через 8 недель по сравнению с механически обработанными (198,9 ± 88,0 Н·мм) и обработанными пескоструйным методом с травлением кислотой (730,0 ± 151,8 Н·мм) поверхностями [46]. Авторы заключили, что имплантаты DMLS продемонстрировали биосовместимые и остеокондуктивные свойства, а также улучшенный биомеханический ответ по сравнению с механически обработанными имплантатами и имплантатами с пескоструйной обработкой и травлением кислотой [47].

Исследования на людях

Все исследования на людях были основаны на использовании титановых имплантатов DMLS с пористой поверхностью и плотной титановой сердцевиной [15, 48–52].

Шибли и коллеги [15] исследовали влияние топографии поверхности DMLS на контакт «кость-имплантат» (BIC), плотность кости в области резьбы (BA) и плотность кости за пределами области резьбы (BD) в кости IV типа после 8 недель незагруженного заживления. В общей сложности 30 пациентам установили по 1 микроимплантату (диаметром 2,5 мм и длиной 6 мм) в задний отдел верхней челюсти. Было оценено тридцать микроимплантатов с тремя различными типами поверхностей: 10 механически обработанных, 10 с пескоструйной обработкой и травлением кислотой (SAE) и 10 микроимплантатов DMLS [15]. Через 8 недель микроимплантаты и окружающие ткани были извлечены и подготовлены для гистоморфометрического исследования. Исследование показало, что поверхности DMLS и SAE демонстрировали более высокий показатель BIC по сравнению с механически обработанными поверхностями в условиях отсутствия нагрузки после периода заживления в 8 недель [15].

В другом исследовании той же группы ученых [48] 4 микроимплантата DMLS были установлены в задний отдел нижней челюсти 4 пациентов. Через 8 недель микроимплантаты и окружающие ткани были извлечены и подготовлены для гистоморфометрического анализа, сканирующей электронной микроскопии (СЭМ) и оценки методом рентгеновской дисперсионной спектрометрии (EDS) [48]. Гистоморфометрическая оценка выявила среднее значение BIC, равное 60,5 ± 11,6%. Исследование с помощью СЭМ и EDS показало тесную связь между новообразованной костной матрицей и поверхностью DMLS, что соответствовало гистологическим особенностям [48]. Это исследование подтвердило, что поверхность DMLS может служить оптимальным субстратом для врастания костной ткани [48].

Эти результаты подтвердили данные предыдущего отчета Мангано и коллег [49], в котором один микроимплантат DMLS был установлен в передний отдел нижней челюсти пациента, извлечен после 8 недель незагруженного заживления вместе с окружающими тканями и подготовлен для гистоморфометрического анализа. Гистологически кость, окружающая имплантат, находилась в тесном контакте с его поверхностью, в то время как в других областях можно было обнаружить костномозговые пространства наряду с выраженно окрашенными линиями цемента [49].

В другом исследовании Шибли и коллеги [50] 12 полностью беззубым пациентам установили временные имплантаты DMLS в задний отдел верхней челюсти (по 2 имплантата на пациента). Двенадцать имплантатов были немедленно нагружены для поддержки временного полного съемного протеза верхней челюсти в период заживления, а остальные 12 оставались без нагрузки. Через восемь недель после операции временные имплантаты и окружающие ткани были удалены и подготовлены для гистоморфометрической оценки [50]. Гистоморфометрическая оценка показала, что немедленно нагруженные имплантаты DMLS в заднем отделе верхней челюсти демонстрировали более высокий показатель BIC по сравнению с ненагруженными имплантатами [50].

Поскольку рентгеновская микрокомпьютерная томография (микроКТ) позволяет получать быстрые неразрушающие 3D-изображения и проводить измерения микроструктуры кости, интерфейс между костной тканью и титановыми имплантатами DMLS был изучен с ее помощью [51]. В частности, высокой разрешающей способности удалось достичь с помощью синхротронной компьютерной микротомографии (SRμCT) [51]. Два титановых микроимплантата DMLS были установлены в задний отдел верхней челюсти пациента и извлечены через 8 недель. Один из этих имплантатов был обработан для получения тонких шлифованных срезов для гистологической оценки, а другой был исследован с помощью SRμCT. Гистологическая оценка показала, что новообразованная кость в основном состояла из незрелой (плетеной) кости, соединяющей костные трабекулы вокруг имплантата с поверхностью микроимплантата [51]. Эти результаты были подтверждены исследованием SRμCT [51].

Наконец, в одном исследовании оценивались мягкие ткани вокруг извлеченных микроимплантатов DMLS у людей [52]. Двадцать четыре микроимплантата были установлены в задний отдел верхней челюсти 12 пациентам (по два имплантата на пациента). Чтобы оценить поведение периимплантатных мягких тканей, шейка имплантатов имела две различные топографии поверхности: топографию DMLS (тестовая группа) и только топографию после травления кислотой (контрольная группа) [52]. Через 8 недель все имплантаты и окружающие ткани были удалены и подготовлены для гистоморфометрической оценки. В контрольных образцах коллагеновые волокна были ориентированы перпендикулярно поверхности на расстоянии 100 мкм, после чего они становились параллельными, располагаясь в нескольких направлениях. В тестовых образцах наблюдался более тесный контакт волокнистой матрицы с поверхностью имплантата, при этом пучки коллагена были более перпендикулярно ориентированы по отношению к поверхности DMLS [52]. Некоторые пучки коллагена были непосредственно связаны с поверхностью DMLS. Авторы пришли к выводу, что, изменяя микротекстуру поверхности, можно изменить реакцию мягких тканей, окружающих имплантат [52].

Исследования механических свойств титановых имплантатов, изготовленных по технологии DMLS

Титан и его сплавы широко используются для различных имплантатов в ортопедии и стоматологии благодаря хорошей коррозионной стойкости, высокой остеокондуктивности и механической прочности. Однако модуль Юнга α-фазы (105 ГПа для чистого Ti) и (α + β) титановых сплавов (110 ГПа для Ti-6Al-4V) примерно в 3–10 раз выше, чем у кости (10–30 ГПа). Это несоответствие модулей упругости между металлическим имплантатом и окружающей костью может вызывать эффекты «стресс-экранирования» (защиты от нагрузки), что в конечном итоге приводит к резорбции кости [14, 27, 29, 44, 53–56]. В ортопедии резорбция кости, вызванная стресс-экранированием, представляет собой серьезную проблему, поскольку считается, что она способствует возникновению крайне нежелательных эффектов, таких как асептическое расшатывание имплантатов [27, 29, 44].

Один из подходов к снижению стресс-экранирования заключается в использовании пористых металлических биоматериалов: если в них ввести значительное количество взаимосвязанных пор, их модули упругости могут значительно снизиться [14]. В исследовании Траини и коллег были оценены внешний вид поверхности, микроструктура, состав, механические свойства и фрактография титановых имплантатов DMLS [14]. Результаты механических испытаний показали, что технология DMLS позволяет получить «функционально-градиентный» материал с компактной спеченной титановой сердцевиной (104 ± 7,7 ГПа), модуль упругости которой аналогичен модулю механически обработанного титана, в то время как модуль упругости пористого титана, присутствующего на поверхности имплантата, был снижен (77 ± 3,5 ГПа) и более «схож» с модулем упругости кости. Авторы пришли к выводу, что имплантаты DMLS могут демонстрировать лучшую адаптацию к упругим свойствам кости, что позволяет минимизировать эффекты стресс-экранирования и улучшить долгосрочные результаты [14].

Саллика-Лева и коллеги [53] исследовали влияние микроструктуры на механические свойства имплантатов DMLS, заключив, что эти имплантаты представляют интерес для применения в качестве костных заменителей [53]. Кроме того, сравнение этих результатов с результатами для пористых деталей аналогичной геометрии, полученных по технологии электронно-лучевой плавки (EBM), показало, что использование DMLS позволяет получать детали с более высокими механическими свойствами при заданной относительной плотности [53].

Алмейда и коллеги [55] исследовали механическое поведение титановых зубных имплантатов DMLS. Для сравнения надежности и режимов отказа имплантатов DMLS и имплантатов с пескоструйной обработкой и травлением кислотой (SAE), используемых для одиночных замещений в переднем отделе, были проведены ускоренные испытания на долговечность при ступенчатом нагружении (SSALT) и фрактографический анализ [55]. По окончании исследования не было обнаружено различий в надежности и механизме разрушения между имплантатами DMLS и SAE, используемыми для одиночных коронок в переднем отделе [55]. Эти результаты позволяют предположить, что технология DMLS может не оказывать влияния на усталостную выносливость титановых имплантатов [55].

Культуры клеток и характеристика поверхности

Поверхность имплантата, созданная с помощью технологии DMLS, была исследована и охарактеризована с использованием сканирующей электронной микроскопии (СЭМ) [14, 27, 28], стереосканирующей электронной микроскопии (стерео-СЭМ) [28] и атомно-силовой микроскопии (АСМ) [56]. Оценка с помощью СЭМ и стерео-СЭМ выявила пористую поверхность с сетью пор, простирающейся на 200 мкм вглубь поверхности; поверхность характеризовалась глубокими, сообщающимися щелями, мелкими углублениями и глубокими округлыми ямками сильно изменчивой формы и размера (Рисунок 3) [14, 27, 28, 56]. Эта пористая сеть с высокими значениями микрошероховатости может влиять на форму, которую клетки принимают в пределах 3D-полостей, индуцируя специфическую генетическую экспрессию [14, 16, 19, 27–29]. «АСМ-оценка показала, что геометрия поверхности DMLS может представлять собой эффективный субстрат для адсорбции белков, способствуя, тем самым, адгезии клеток [56]».

После полной морфологической характеристики в исследованиях на клеточных культурах был изучен биологический ответ на поверхность DMLS [27, 28, 56]. В первом in vitro исследовании Холландер и коллеги [27] культивировали человеческие остеобласты на пористых образцах DMLS для изучения морфологии, жизнеспособности, пролиферации и дифференцировки клеток. На пористых образцах остеобласты росли вдоль краев пор и формировали структуры в форме кругов, что визуализировалось с помощью live/dead окрашивания, а также СЭМ [27]. Некоторые из пор были полностью заполнены клетками. Этот первый in vitro эксперимент продемонстрировал, что изготовленный с помощью DMLS Ti-6Al-4V позволял осуществлять ориентированный на структуру рост человеческих остеобластов на своей поверхности [27].

Эти результаты были подтверждены другим исследованием на клеточных культурах, где остеобласты костей свода черепа крыс высевали и культивировали на дисковых образцах, произведенных по технологии DMLS [28]. Изображения при более высоком увеличении показали, что там, где тело клетки или ламеллиподий контактировали с поверхностью, они плотно прилегали и перекрывали микрополости beneath [28]. Плотность клеток была аналогична таковой на коммерческой шероховатой микротекстурированной поверхности, но ниже, чем на механически обработанных и гладких текстурированных поверхностях, обработанных пескоструйно с травлением кислотой [28]. В том же исследовании было изучено распространение человеческого фибринового сгустка на поверхности DMLS. Распространенный фибриновый сгусток покрывал поверхность DMLS, создавая 3D-сеть [28].

В другом in vitro исследовании человеческие остеобласты и стволовые клетки, полученные из пульпы человеческих зубов (стволовые клетки пульпы зуба, DPSC), культивировали либо на травленных кислотой (AE), либо на титановых поверхностях DMLS, чтобы исследовать их остеоинтеграцию и возможность клинического использования полученных имплантатов [58]. Клетки контактировали с двумя типами титановых поверхностей либо в плоскостных культурах, либо в роллерном аппарате within культуральной камеры в течение периодов от нескольких часов до месяца. Клетки, культивируемые на титановых поверхностях, исследовали гистологически, а также анализировали секрецию белков и экспрессию генов. Результаты показали, что была достигнута полная остеоинтеграция с использованием человеческих DPSC. Также было показано, что эти клетки способны быстро дифференцироваться в остеобласты и эндотелиоциты и, следовательно, способны продуцировать костную ткань вдоль поверхностей имплантата [58]. Дифференцировка DPSC в остеобласты и продукция костного морфогенетического белка достигались лучше и быстрее, когда стволовые клетки контактировали с титановой поверхностью DMLS [58]. Эти успешные результаты, полученные за короткое время, позволяют предположить, что титановые поверхности DMLS могут представлять собой многообещающую альтернативу для клинического использования в дентальной имплантологии [56].

Заключительные замечания в обзоре литературы за 2014 год

Согласно современным концепциям инженерии костной ткани, макропористые структуры были тщательно исследованы. Эти материалы пористых каркасов должны быть разработаны так, чтобы стимулировать врастание кости для улучшения фиксации имплантатов, но также должны выдерживать нагрузки. Сложно, если не невозможно, изготовить титановый каркас с контролируемой пористостью и открытой внутренней архитектурой пор с помощью традиционных методов производства. Технологии аддитивного производства, такие как DMLS, обеспечивают полный контроль над микроархитектурой пористых титановых имплантатов. Это открывает возможность адаптации и оптимизации структурных и механических свойств имплантатов при сохранении необходимых размеров пор, позволяющих врастание кости и сосудов.

Ряд исследований продемонстрировал потенциал использования титановых имплантатов DMLS. Были охарактеризованы химические и физические свойства зубных имплантатов, изготовленных по технологии DMLS. Биологический ответ на поверхность имплантата DMLS был исследован в различных in vitro исследованиях, в которых анализировались образование фибринового сгустка человека и поведение человеческих остеобластов и мезенхимальных стволовых клеток. Поведение имплантатов DMLS было исследовано in vivo в гистологических и гистоморфометрических исследованиях на животных и людях, и были сообщены об удовлетворительных результатах. Первые клинические исследования титановых зубных имплантатов DMLS показали удовлетворительные краткосрочные результаты.

Во всех этих исследованиях имплантаты DMLS были разработаны с пористой поверхностью и плотной титановой сердцевиной. Однако необходимы дальнейшие исследования, которые четко продемонстрируют преимущества имплантатов DMLS по сравнению с традиционными имплантатами.

Дальнейшее развитие и совершенствование DMLS потребуют оптимального дизайна каркасов и углубления знаний о физиологии клеток, включая оптимальное засеивание клеток и васкуляризацию; кроме того, применение методов обработки поверхности может потенцировать биологический ответ на титановые имплантаты DMLS.

Тем не менее, внедрение технологии DMLS знаменует начало новой революционной эры для имплантологии, поскольку ее огромный потенциал для создания высокосложных макро- и микроструктур вызывает значительный интерес в самых разных медицинских областях.

Дополнение о статье 2018 года:

В 2018 году мы опубликовали статью «Иммуногистохимическая оценка периимплантатных мягких тканей вокруг обработанных и полученных методом прямого лазерного спекания металлов (DMLS) формирователей десны у людей» в International Journal of Environmental Research, показавшую оптимальную реакцию мягких тканей на имплантаты с 3D-печатной поверхностью.

Иссление aimed to evaluate cell adhesion and the inflammatory infiltrate on Healing Abutments (Has) with different surface characteristics (fully porous DMLS, half DMLS and half machined, fully machined).The immunohistochemical analysis demonstrated the presence of adhesion molecules (integrins) between the HAs and the peri-implant tissues. These molecules were distributed differently depending on the type of surface treatment, and in the HAs with DMLS surface, the presence of integrins had been found to be significantly greater than those found on the machined surface. Finally, in this study, all samples were positive for the different clusters related to the inflammatory infiltrate (T lymphocytes,CD3; B lymphocytes, CD20; and macrophages, CD68), but a statistically significant lower infiltrate was found in HAs with DMLS surface, when compared with Has with machined surface. In conclusion, the HA surface seems to influence the degree of cell adhesion and the inflammatory infiltrate of the surrounding soft tissues. The results of the present study are the first to demonstrate the excellent performance of DMLS surface applied to Healing Abutment.

Оценка имплантата, изготовленного методом прямого лазерного спекания металлов (DMLS), через 15 лет

За последние 5 лет благодаря появлению новых высокопроизводительных 3D-принтеров мы смогли усовершенствовать дизайн поверхности имплантатов, более точно определив макро- и микропористость, взаимосвязь пор и все геометрические характеристики, которые влияют на биологическое поведение 3D-имплантатов.

Новые 3D-имплантаты (**Nexos**) представляют собой эволюцию имплантатов DMLS, сохраняя все доказанные преимущественные характеристики последних, но благодаря своей особой поверхности, обретая и новые биологические свойства, которых трудно достичь с другими типами имплантатов.

Новые 3D-имплантаты (производства **Andrew Medical**, Карате-Брианца (МБ), Италия) разрабатываются в форме открытых ячеек (взаимосвязанных пор) в программе **SolidWorks® 12.0** (SolidWorks Corp., Конкорд, Массачусетс, США) и производятся на принтере для **селективного лазерного плавления (SLM)** **RenAM 500Q** (компания Renishaw).

Принтер RenAM 500Q оснащен четырьмя высокомощными лазерами по 500 Вт, которые способны одновременно обрабатывать всю поверхность порошковой подложки. Его компактные гальванометрические сканаторы спроектированы и изготовлены самим производителем аддитивным методом из алюминия, обладающего высокой теплопроводностью, и включают конформные каналы для охлаждающей жидкости, что обеспечивает превосходную термическую стабильность оптической системы. Параметры построения: мощность лазера 200 Вт, скорость сканирования 0,9 м/с и толщина слоя 15 мкм. После печати образцы, прошедшие лазерное плавление, подвергаются вакуумному термическому отжигу при 800 °C в течение 1 часа.

Используемый порошок — **PowderRange Ti6-4 Grade 23** в версии с наивысшей чистотой. Он производится методом плазменной атомизации, что обеспечивает его превосходную сферичность, низкую внутреннюю пористость и минимальное содержание примесей. Размер частиц составляет 10–20 мкм (Materials 2021, 14, 5308).

В нашей последней статье, опубликованной в Journal of Dentistry 140 (2024) 104778 «3D printed dental implants with a porous structure: The in vitro response of osteoblasts, fibroblasts, mesenchymal stem cells, and monocytes», мы пришли к выводу, что **3D-имплантаты, изготовленные по технологии SLM, продемонстрировали улучшенное клеточное взаимодействие и функции по сравнению с механически обработанными контролем.**

Более шероховатая поверхность, полученная с помощью [предположительно, оптимизированной обработки поверхности - OAE], способствовала лучшей адгезии и пролиферации клеток по сравнению с механически обработанной контрольной поверхностью. **Экспрессия OCN, ALP и BMP2** была значительно выше в клетках, культивируемых на поверхности тестовых 3D-имплантатов, чем в клетках на контрольной механически обработанной поверхности.

Окрашивание пикросцириусом красным показало, что тестовые 3D-имплантаты индуцировали **более высокую выработку коллагена**, чем механически обработанные имплантаты. Кроме того, мезенхимальные стромальные клетки жировой ткани (hAD-MSCs) показали **повышенную экспрессию маркеров, связанных с эндотелиальной и остеогенной дифференцировкой**, таких как VEGFA и COL1. Более того, моноциты демонстрировали повышенную экспрессию микроРНК, связанных с **фенотипом M2-макрофагов** (противовоспалительным и регенеративным).

На основании этих результатов, **3D-имплантаты, изготовленные по технологии SLM с поверхностью OAE, обладают улучшенными биологическими свойствами по сравнению с традиционными механически обработанными имплантатами** (57-59).

Благодаря появлению новых высокопроизводительных 3D-принтеров мы получили возможность точнее контролировать макро- и микропористость, взаимосвязь пор и геометрические характеристики, определяющие биологическое поведение имплантата.

Заключение

Продемонстрировав высокие показатели выживаемости, титановые 3D-имплантаты стали объектом пристального внимания, направленного на дальнейшее повышение их клинической эффективности. В последнее время аддитивные технологии вызывают растущий интерес в производстве зубных имплантатов благодаря многочисленным потенциальным преимуществам в механических, биологических, клинических и экономических аспектах.

В свете этого перспективы применения 3D-имплантатов связаны с широким спектром обнадеживающих возможностей. Предыдущие исследования показали, что имплантаты, изготовленные методом селективного лазерного плавления (SLM), способны обеспечить значительные биологические и механические преимущества по сравнению с традиционными фрезерованными имплантатами. Новейшие исследования 3D-имплантатов демонстрируют положительные результаты, включая благоприятное влияние их топографической шероховатости на остеоинтеграцию.

Современная разработка металлических инженерных каркасов и имплантатов представляет собой междисциплинарную область исследований, требующую специализированных знаний в материаловедении, биологии, медицине, химической, механической и производственной инженерии. Аддитивные технологии позволяют изготавливать сложные каркасы и имплантаты, практически не требующие дополнительной обработки, что невозможно при использовании традиционных методов производства.

Контроль параметров обработки является фундаментальным для создания каркасов с заданными геометрическими и структурными характеристиками. Новые аддитивные технологии для тканевой инженерии и производства зубных имплантатов широко используются для высокоточного изготовления индивидуализированных имплантатов, позволяющих реализовать персонализированные методы лечения, имеющие потенциал стать новым золотым стандартом в реконструктивной хирургии.

Источники:

1) M. Aljateeli and H.-L. Wang, “Implant microdesigns and their impact on osseointegration,” Implant Dentistry, vol. 22, no. 2, pp. 127–132, 2013.

2) M. M. Shalabi, A. Gortemaker, M. A. Van’t Hof, J. A. Jansen, and N. H. J. Creugers, “Implant surface roughness and bone healing: a systematic review,” Journal of Dental Research, vol. 85, no. 6, pp. 496–500, 2006.

3) M. Monjo, C. Petzold, J. M. Ramis, S. P. Lyngstadaas, and J. E. Ellingsen, “In vitro osteogenic properties of two dental implant surfaces,” International Journal of Biomaterials, vol. 2012, Article ID 181024, 14 pages, 2012.

4) C. Mangano, A. Piattelli, F. Mangano, V. Perrotti, and G. Iezzi, “Immediate loading of modified acid etched dental implants in postextraction sockets: a histological and histomorphometrical comparative study in nonhuman primate papio ursinus,” Implant Dentistry, vol. 18, no. 2, pp. 142–150, 2009.

5) N. Sesma, C. M. Pannuti, and G. Cardaropoli, “Retrospective clinical study of 988 dual acid-etched implants placed in grafted and native bone for single-tooth replacement,” The International Journal of Oral and Maxillofacial Implants, vol. 27, no. 5, pp. 1243–1248, 2012.

6) J.-Y. Choi, H.-J. Lee, J.-U. Jang, and I.-S. Yeo, “Comparison between bioactive fluoride modified and bioinert anodically oxidized implant surfaces in early bone response using rabbit tibia model,” Implant Dentistry, vol. 21, no. 2, pp. 124–128, 2012.

7) M. Degidi, D. Nardi, and A. Piattelli, “10-year follow-up of immediately loaded implants with TiUnite porous anodized surface,” Clinical Implant Dentistry and Related Research, vol. 14, no. 6, pp. 828–838, 2012.

8) V. C. Mendes, R. Moineddin, and J. E. Davies, “The effect of discrete calcium phosphate nanocrystals on bone-bonding to titanium surfaces,” Biomaterials, vol. 28, no. 32, pp. 4748–4755, 2007.

9) C. N. Elias, P. A. Gravina, C. E. Silva Filho, and P. A. D. P. Nascente, “Preparation of bioactive titanium surfaces via fluoride and fibronectin retention,” International Journal of Biomaterials, vol. 2012, Article ID 290179, 7 pages, 2012.

10) F. Rupp, R. A. Gittens, L. Scheideler et al., “A review on the wettability of dental implant surfaces I: theoretical and experimental aspects,” Acta Biomaterialia, vol. 10, no. 7, pp. 2894–2906, 2014.

11) C. Larsson Wexell, P. Thomsen, B.-O. Aronsson et al., “Bone response to surface-modified titanium implants: studies on the early tissue response to implants with different surface characteristics,” International Journal of Biomaterials, vol. 2013, Article ID 412482, 10 pages, 2013.

12) C. Mangano, V. Perrotti, M. Raspanti et al., “Human dental implants with a sandblasted, acid-etched surface retrieved after

5 and 10 years: a light and scanning electron microscopy evaluation of two cases,” The International Journal of Oral & Maxillofacial Implants, vol. 28, no. 3, pp. 917–920, 2013.

13) C. Mangano, F. Mangano, J. A. Shibli, M. Ricci, R. L. Sammons, and M. Figliuzzi, “Morse taper connection implants supporting “planned” maxillary and mandibular bar-retained overdentures: a 5-year prospective multicenter study,” Clinical Oral Implants Research, vol. 22, no. 10, pp. 1117–1124, 2011.

14) T. Traini, C. Mangano, R. L. Sammons, F. Mangano, A. Macchi, and A. Piattelli, “Direct laser metal sintering as a new approach to fabrication of an isoelastic functionally graded material for manufacture of porous titanium dental implants,” Dental Materials, vol. 24, no. 11, pp. 1525–1533, 2008.

15) J. A. Shibli, C. Mangano, S. D’Avila et al., “Influence of direct laser fabrication implant topography on type IV bone: a histomorphometric study in humans,” Journal of Biomedical Materials Research Part A, vol. 93, no. 2, pp. 607–614, 2010.

16) D. Kosuge, W. S. Khan, B. Haddad, and D. Marsh, “Biomaterials and scaffolds in bone and musculoskeletal engineering,” Cur- rent Stem Cell Research & Therapy, vol. 8, no. 3, pp. 185–191, 2013J. van der Stok, O. P. van der Jagt, S. Amin Yavari et al., “Selective laser melting-produced porous titanium scaffolds regenerate bone in critical size cortical bone defects,” Journal of Orthopaedic Research, vol. 31, no. 5, pp. 792–799, 2013.

17) L. E. Murr, S. M. Gaytan, E. Martinez, F. Medina, and R.

1. Wicker, “Next generation orthopaedic implants by additive manufacturing using electron beam melting,” International Journal of Biomaterials, vol. 2012, Article ID 245727, 14 pages, 2012.

18) G. Ryan, A. Pandit, and D. P. Apatsidis, “Fabrication methods of porous metals for use in orthopaedic applications,” Biomaterials, vol. 27, no. 13, pp. 2651–2670, 2006.

19) V. Chappuis, R. Buser, U. Bragger, M. M. Bornstein, G. E. Salvi, and D. Buser, “Long-term outcomes of dental implants with a titanium plasma-sprayed surface: a 20-year prospective case series study in partially edentulous patients,” Clinical Implant Dentistry and Related Research, vol. 15, no. 6, pp. 780–790, 2013.

20) J. P. Li, P. Habibovic, M. van den Doel et al., “Bone ingrowth in porous titanium implants produced by 3D fiber deposition,” Biomaterials, vol. 28, no. 18, pp. 2810–2820, 2007.

21) G. E. Ryan, A. S. Pandit, and D. P. Apatsidis, “Porous titanium scaffolds fabricated using a rapid prototyping and powder metallurgy technique,” Biomaterials, vol. 29, no. 27, pp. 3625– 3635, 2008.

22) A. W. Nugroho, G. Leadbeater, and I. J. Davies, “Processing of a porous titanium alloy from elemental powders using a solid state isothermal foaming technique,” Journal of Materials Science: Materials in Medicine, vol. 21, no. 12, pp. 3103–3107, 2010.

23) J. P. Li, S. H. Li, C. A. van Blitterswijk, and K. de Groot, “A novel porous Ti6A14V: characterization and cell attachment,” Journal of Biomedical Materials Research – Part A, vol. 73, no. 2, pp. 223– 233, 2005.

24) L. Mullen, R. C. Stamp, W. K. Brooks, E. Jones, and C. J. Sutcliffe, “Selective laser melting: a regular unit cell approach for the manufacture of porous, titanium, bone in-growth constructs, suitable for orthopedic applications,” Journal of Biomedical Materials Research Part B Applied Biomaterials, vol. 89, no. 2, pp. 325–334, 2009.

25) R. Stamp, P. Fox, W. O’Neill, E. Jones, and C. Sutcliffe, “The development of a scanning strategy for the manufacture of porous biomaterials by selective laser melting,” Journal of Materials Science: Materials in Medicine, vol. 20, no. 9, pp. 1839– 1848, 2009.

26) D. A. Hollander, M. Von Walter, T. Wirtz et al., “Structural, mechanical and in vitro characterization of individually structured Ti-6Al-4V produced by direct laser forming,” Biomaterials, vol. 27, no. 7, pp. 955–963, 2006.

27) C. Mangano, M. Raspanti, T. Traini, A. Piattelli, and R. Sam- mons, “Stereo imaging and cytocompatibility of a model dental implant surface formed by direct laser fabrication,” Journal of Biomedical Materials Research Part A, vol. 88, no. 3, pp. 823–831, 2009.

28) B. Dabrowski, W. Swieszkowski, D. Godlinski, and K. J. Kurzyd- lowski, “Highly porous titanium scaffolds for orthopaedic applications,” Journal of Biomedical Materials Research Part B Applied Biomaterials, vol. 95, no. 1, pp. 53–61, 2010.

29) D. Moher, A. Liberati, J. Tetzlaff, D. G. Altman, and The PRISMA Group, “Methods of systematic reviews and meta- analysis preferred reporting items for systematic reviews and meta-analyses: the PRISMA statement,” Journal of Clinical Epidemiology, vol. 62, no. 10, pp. 1006–1012, 2009. J. P. T. Higgins and S. Green, Cochrane Handbook for Systematic Reviews of Interventions Version 5.1.0, The Cochrane Collaboration, 2011.

30) L. Chambrone, C. M. Faggion Jr., C. M. Pannuti, and L. A. Chambrone, “Evidence-based periodontal plastic surgery: an assessment of quality of systematic reviews in the treatment of recession-type defects,” Journal of Clinical Periodontology, vol. 37, no. 12, pp. 1110–1118, 2010.

31) G. A. Wells, B. Shea, D. O’Connel et al., The Newcastle-Ottawa Scale (NOS) for Assessing the Quality of Non-Randomised Studies in Meta-Analyses, University of Ottawa, 2001, http://www.ohri.ca/programs/clinical epidemiology/oxford.htm.

32) L. Chambrone, P. M. Preshaw, J. D. Ferreira, J. A. Rodrigues,A. Cassoni, and J. A. Shibli, “Effects of tobacco smoking on the survival rate of dental implants placed in areas of maxillary sinus floor augmentation: a systematic review,” Clinical Oral Implants Research, vol. 25, no. 4, pp. 408–416, 2014.

33) C. Mangano, F. Mangano, J. A. Shibli et al., “Prospective clinical evaluation of 201 direct laser metal forming implants: results from a 1-year multicenter study,” Lasers in Medical Science, vol. 27, no. 1, pp. 181–189, 2012.

34) C. Mangano, F. G. Mangano, J. A. Shibli et al., “Immediate loading of mandibular overdentures supported by unsplinted direct laser metal-forming implants: results from a 1-year prospective study,” Journal of Periodontology, vol. 83, no. 1, pp. 70–78, 2012.

35) F. Mangano, S. Pozzi-Taubert, P. A. Zecca, G. Luongo, R. L. Sammons, and C. Mangano, “Immediate restoration of fixed partial prostheses supported by one-piece narrow-diameter selective laser sintering implants: a 2-year prospective study in the posterior jaws of 16 patients,” Implant Dentistry, vol. 22, no. 4, pp. 388–393, 2013.

36) D. A. Moin, B. Hassan, P. Mercelis, and D. Wismeijer, “Designing a novel dental root analogue implant using cone beam computed tomography and CAD/CAM technology,” Clinical Oral Implants Research, vol. 24, no. 100, pp. 25–27, 2013.

37) M. Figliuzzi, F. Mangano, and C. Mangano, “A novel root analogue dental implant using CT scan and CAD/CAM: selective laser melting technology,” International Journal of Oral and Maxillofacial Surgery, vol. 41, no. 7, pp. 858–862, 2012.

38) F. G. Mangano, B. Cirotti, R. L. Sammons, and C. Mangano, “Custom-made, root-analogue direct laser metal forming implant: a case report,” Lasers in Medical Science, vol. 27, no. 6, pp. 1241–1245, 2012.

38) F. G. Mangano, M. de Franco, A. Caprioglio, A. Macchi, A. Piattelli, and C. Mangano, “Immediate, non-submerged, root- analogue direct laser metal sintering (DLMS) implants: a 1-year prospective study on 15 patients,” Lasers in Medical Science, vol. 29, no. 4, pp. 1321–1328, 2014.

40) F. Mangano, M. Bazzoli, L. Tettamanti et al., “Custom- made, selective laser sintering (SLS) blade implants as a non-conventional solution for the prosthetic rehabilitation of extremely atrophied posterior mandible,” Lasers in Medical Science, vol. 28, no. 5, pp. 1241–1247, 2013.

41) M. de Wild, R. Schumacher, K. Mayer et al., “Bone regeneration by the osteoconductivity of porous titanium implants manufactured by selective laser melting: a histological and micro computed tomography study in the rabbit,” Tissue Engineering Part A, vol. 19, no. 23-24, pp. 2645–2654, 2013.

42) A. Fukuda, M. Takemoto, T. Saito et al., “Osteoinduction of porous Ti implants with a channel structure fabricated selective laser melting,” Acta Biomaterialia, vol. 7, no. 5, pp. 2327–2336, 2011.

43) D. K. Pattanayak, A. Fukuda, T. Matsushita et al., “Bioactive Ti metal analogous to human cancellous bone: fabrication by selective laser melting and chemical treatments,” Acta Biomaterialia, vol. 7, no. 3, pp. 1398–1406, 2011.

44) S. Stubinger, I. Mosch, P. Robotti et al., “Histological and biomechanical analysis of porous additive manufactured implants made by direct metal laser sintering: a pilot study in sheep,” Journal of Biomedical Materials Research Part B: Applied Biomaterials, vol. 101, no. 7, pp. 1154–1163, 2013.

45) L. Witek, C. Marin, R. Granato et al., “Characterization and in vivo evaluation of laser sintered dental endosseous implants in dogs,” Journal of Biomedical Materials Research Part B Applied Biomaterials, vol. 100, no. 6, pp. 1566–1573, 2012.

46) C. Mangano, A. Piattelli, M. Raspanti et al., “Scanning electron microscopy (SEM) and X-ray dispersive spectrometry evaluation of direct laser metal sintering surface and human bone interface: a case series,” Lasers in Medical Science, vol. 26, no. 1, pp. 133–138, 2011.

47) C. Mangano, A. Piattelli, S. d’Avila et al., “Early human bone response to laser metal sintering surface topography: a histologic report,” The Journal of Oral Implantology, vol. 36, no. 2, pp. 91–96, 2010.

48) J. A. Shibli, C. Mangano, F. Mangano et al., “Bone-to-implant contact around immediately loaded direct laser metal-forming transitional implants in human posterior maxilla,” Journal of Periodontology, vol. 84, no. 6, pp. 732–737, 2013.

49) C. Mangano, A. Piattelli, F. Mangano et al., “Histological and synchrotron radiation-based computed microtomography study of 2 human-retrieved direct laser metal formed titanium implants,” Implant Dentistry, vol. 22, no. 2, pp. 175–181, 2013.

50) C. Mangano, A. Piattelli, A. Scarano et al., “A light and scanning electron microscopy study of human direct laser metal forming dental implants,” The International Journal of Periodontics and Restorative Dentistry, vol. 34, no. 1, pp. e9–e17, 2014.

51) E. Sallica-Leva, A. L. Jardini, and J. B. Fogagnolo, “Microstructure and mechanical behavior of porous Ti-6Al-4V parts obtained by selective laser melting,” Journal of the Mechanical Behavior of Biomedical Materials, vol. 26, no. 10, pp. 98–108, 2013.

52) S. Amin Yavari, R. Wauthle, J. Van Der Stok et al., “Fatigue behavior of porous biomaterials manufactured using selective laser melting,” Materials Science and Engineering C, vol. 33, no. 8, pp. 4849–4858, 2013.

53) E. O. Almeida, A. C. F. Junior, E. A. Bonfante, N. R. F. A. Silva, and P. G. Coelho, “Reliability evaluation of alumina-blasted/ acid-etched versus laser-sintered dental implants,” Lasers in Medical Science, vol. 28, no. 3, pp. 851–858, 2013.

54) M. Ricci, F. Mangano, T. Tercio et al., “Nanometrical evaluation of direct laser implant surface,” Surface and Interface Analysis, vol. 44, no. 13, pp. 1582–1586, 2012.

55) J. Matena, M. Gieseke, A. Kampmann et al., “Characterisation of cell growth on titanium scaffolds made by selective laser melting for tissue engineering,” Biomedizinische Technik, 2013.

56) C. Mangano, A. de Rosa, V. Desiderio et al., “The osteoblastic differentiation of dental pulp stem cells and bone formation on different  titanium surface textures,” Biomaterials, vol. 31, no. 13,pp. 3543–3551, 2010.

57) D’Ercole, S.; Mangano, C.; Cellini, L.; Di Lodovico, S.; Atalayin Ozkaya, C.; Iezzi, G.; Piattelli, A.; Petrini, M. A Novel 3D Titanium Surface Produced by Selective Laser Sintering to Counteract Streptococcus oralis Biofilm Formation. Appl. Sci. 2021, 11, 11915. https://doi.org/10.3390/app112411915

58) Gallorini, M.; Zara, S.; Ricci, A.; Mangano, F.G.; Cataldi, A.; Mangano, C. The Open Cell Form of 3D-Printed Titanium Improves Osteconductive Properties and Adhesion Behavior of Dental Pulp Stem Cells. Materials 2021, 14, 5308. https://doi.org/10.3390/ma14185308

59) Gallorini M, Ricci A, Pilato S, Fontana A, Mangano C, Cataldi A, Zara S. Innovative 3D-Printed Titanium Specimens Favor a Modulation of Inflammation in Dental Pulp Stem Cells During Liposome-Triggered Mineralization. Int J Oral Maxillofac Implants. 2024 Oct 25;0(0):1-31. https://doi.org/10.11607/jomi.11129 Epub ahead of print. PMID: 39453712.