魯 斌,何福明

口腔即刻種植手術中，標準化種植體植入牙槽窩后與骨壁之間留有間隙，難以做到完美貼合，為了獲得初期穩(wěn)定性，往往需要在余留間隙填充植骨材料或者選用更大直徑的種植體[1]。為解決即刻種植手術中標準化種植體與牙槽窩不匹配的問題，國外有研究者提出了為患者量身定做種植體，通過定制與拔除牙牙根形態(tài)一致的根形種植體(root analogue implant, RAI)來匹配牙槽窩形態(tài)，妥善解決了個體差異問題，獲得了良好的治療效果。目前國內個性化種植領域的研究大多局限于個性化基臺，個性化種植體相關的報道較為少見。本文擬回顧國內外文獻，在個性化RAI的歷史發(fā)展、制作方法、研究進展等方面展開作一綜述。

1 RAI的歷史發(fā)展

RAI的出現(xiàn)已有50年歷史，期間研究者們進行了多種嘗試，在制作材料和制作工藝上均有所改進。1969年，Hodosh等[2]最先提出了“牙聚合物種植體概念”。他們利用聚合物可以塑形的特性，成功通過模具復制出與拔除牙外形一致的聚合物RAI。但此類RAI的生物相容性較差，植入牙槽窩后導致種植體纖維結合而不是骨結合，故此方法不再使用。1992年，Lundgren團隊[3]從當時的銑床模型復制技術獲得靈感，采用金屬鈦復刻離體牙制作鈦RAI，并在比格犬植牙實驗里獲得了成功，88%的鈦RAI獲得了骨結合。1997年，Kohal等[4]首次在動物實驗使用光學掃描離體牙并將輪廓數據導入到CAD/CAM系統(tǒng)成功制作了鈦RAI。在此基礎上，Kohal等于1999年發(fā)表了ReImplant System[5]，介紹了單顆牙缺失病例的鈦RAI制作和人體上的植入。該系統(tǒng)是第一個計算機輔助制造的RAI制造系統(tǒng)。2008年，Pirker等[6]利用同樣原理掃描離體牙導入CAD/CAM系統(tǒng)，并在原始牙根形態(tài)基礎上設計改良后，切削制作出一段式氧化鋯RAI。2008年以后，得益于數字化影像技術CBCT和3D打印技術在口腔頜面的應用，研究人員在拔牙前即可獲取牙根輪廓數據并打印完成RAI，而不用等拔牙后復制離體牙。2009—2011年期間，Mangano等[7]通過直接金屬激光燒結(direct metal laser sintering，DMLS)技術在15個病例上制作鈦RAI并植入，一年后回訪發(fā)現(xiàn)所有植入RAI穩(wěn)固。2014年，國內北京大學報道了電子束熔融(electron beam melting，EBM)技術制作鈦RAI[8]。2015年，蘭州大學王寧等[9]報道熔融沉積(fused deposition modelling，F(xiàn)DM)技術打印聚乳酸材料RAI。2017年，Anssari等[10]采用數字光處理(digital light processing，DLP)技術打印制作氧化鋯RAI。同年，Saeidi等[11]研發(fā)了一款復合材料RAI，他們把鈦種植體根部和氧化鋯基臺經過燒結融為一體，避免了微動和微間隙。

RAI經過50年的發(fā)展，形成了目前以鈦和氧化鋯為主要材料，以CAD/CAM和3D打印為主要制作方法的格局。期間，研究者們通過不斷改良RAI，在種植體骨結合、初期穩(wěn)定性、長期穩(wěn)定性等方面均獲得了長足的進步。從臨床表現(xiàn)[12]看，數十例接受RAI植入(18.9±2.4)個月的回訪數據顯示，RAI的存活率為94.4%，與傳統(tǒng)螺紋柱狀種植體相當，且RAI在軟組織保存和美學效果上表現(xiàn)更佳。

2 RAI的制作方法

2.1 CAD/CAM

早期采用翻?；驒C器復刻等傳統(tǒng)方法制作的RAI精確度較差且外形不能改良，直到Kohal等[4]引入了CAD/CAM系統(tǒng)。CAD/CAM是在計算機輔助下，用數控機床(computer numerical control， CNC)對金屬或陶瓷等坯料切削加工的減材制造技術[13]。其基本步驟包括：患者拔牙，光學掃描離體牙獲取牙根輪廓數據，數據導入計算機，經計算機輔助設計，用CNC對金屬或陶瓷坯料切削加工達到所需形狀實體，實體件植入骨內部分還需噴砂酸蝕等表面處理，最后整體消毒備用。CAD/CAM制作擺脫了傳統(tǒng)方法的限制，可以通過計算機在RAI原始形態(tài)上作出一定的改良，以獲得更好的初期穩(wěn)定性。

2.2 3D打印

3D打印是一種由數據驅動逐層疊加直接制造實體件的增材制造技術。RAI的打印制作需要借助CBCT和計算機，步驟如下：在患者拔牙前，使用CBCT掃描患者頜面部，獲取頜骨及牙齒的原始數據，數據導入計算機三維重建軟件中，分離重建出所需牙的三維模型，然后把牙根三維模型導入到CAD軟件中設計種植體，完成之后以STL格式輸出，并使用相應的3D打印機進行RAI制作。3D打印的出現(xiàn)，把種植體制作提早到拔牙前，實現(xiàn)了患者拔牙后即刻種植[14]。

不同材料RAI的3D打印方法亦有所不同。金屬RAI的制作材料主要是鈦和鈦合金，有文獻報道的3D打印制作金屬RAI的技術共有4種，即選擇性激光燒結(selective laser sintering，SLS)、DMLS、選擇性激光熔融(selective laser melting， SLM)和EBM。前三者以激光束為能量源燒結或熔融金屬粉末，制件過程相似，國內有學者把它們歸為同一種技術[15]。EBM技術的原理與SLM相似，不過EBM采用電子束代替激光束作為熱源。電子束的加工效率高于激光，加工成本更低，粉末材料更易制取，但由于存在假燒結現(xiàn)象，成品的精度比SLM要低。除金屬RAI外，Anssari等[10]還報道了采用數字光處理技術(DLP)打印制作氧化鋯RAI，成品與原牙比較最大偏差值僅為0.86 mm。王寧等[9]則報道了采用熔融沉積(FDM)技術制造聚乳酸材料RAI。FDM是一種熔化原料并擠壓成型的3D打印技術，無需昂貴的激光燒結設備，價格相對低廉，但該技術受材料限制，在牙種植體制作方面應用較少。3D打印技術避免了許多傳統(tǒng)制造耗時長、材料浪費等缺陷，且相對于CAD/CAM在復合材料融合成形和構造復雜內部結構方面也具有獨特的優(yōu)勢。

3 RAI的改良研究

3.1 宏觀固位結構

RAI與牙槽窩之間的匹配度是影響種植成功率的一個重要因素。早期動物實驗發(fā)現(xiàn)，原始形態(tài)復刻的RAI植入牙槽窩后，盡管大部分產生了骨結合，但骨結合位點平均只占30.5%(植入2個月后)，初期穩(wěn)定性較差[3]。Kohal等[4]嘗試對RAI放大增寬以提升種植體與牙槽窩的匹配度，但植入過程常遇到問題。部分病例在植入過程中出現(xiàn)了頰側骨壁骨折，部分病例則不能將植入物插入到預定的深度。頜骨影像學顯示，牙根近遠中有足夠的骨量可以擴展，而頰舌側骨則非常薄弱，易發(fā)生骨折及壓力下的骨吸收，因此為了防止頰側壁骨折，RAI頰舌徑應避免增寬處理。關于RAI近遠中的處理，Pirker等[16-17]在較新的研究中提出了一種宏觀固位結構(macro-retentions)，這是一種人為添加在RAI近遠中表面的棘狀突起物，數量為2對及以上，對稱出現(xiàn)，遺憾的是研究者并沒有給出具體的制作參數。Pirker等[16-17]通過臨床研究發(fā)現(xiàn)，增加宏觀固位結構之后，不論是單根還是多根牙的RAI，均可以獲得良好的初期穩(wěn)定性和骨結合，且在RAI植入后2年的隨訪中，軟組織和硬組織均表現(xiàn)良好。

3.2 螺紋結構

原始形態(tài)RAI表面缺乏固位結構，其初期穩(wěn)定性的獲得多依靠與牙槽窩之間的擠壓配合。Anssari等[18]在RAI原始形態(tài)基礎上設計出 4種不同形態(tài)的固位結構：棱柱形(prism)、魚鰭形(fins)、螺紋形(plug)、燈泡形(bulbs)，以原始形態(tài)RAI為參照，利用三維有限元分析法比較不同結構的力學影響。結果表明，在RAI表面添加幾何結構有助于改善骨組織應力分布，減少應力集中，獲得更好的初期穩(wěn)定性。其中，螺紋形固位結構的von Mises應力最小。Chen等[19]研究也得出相似結論，RAI表面添加螺紋設計既保持了與天然牙根相似的幾何形態(tài)，又表現(xiàn)出更好的應力分布和初期穩(wěn)定性。由此可見，螺紋形態(tài)對RAI有積極意義。但螺紋形態(tài)、間距、角度、高度和位置的不同[20]，力學表現(xiàn)就完全不同。林春平等[21]在RAI表面設計了“V”形、支撐形、反支撐形、矩形4種螺紋形態(tài)，結果顯示前三者相比矩形螺紋設計，應力分布更加均勻，且種植體內部應力分布不受螺紋設計及螺紋形態(tài)的影響。同時也有研究表明[22]，相比均衡分布的單一螺紋，在植體的骨皮質區(qū)和骨松質區(qū)采用不均衡螺紋設計有更好的骨結合性能。

3.3 多孔結構

傳統(tǒng)種植體材料的彈性模量均比人體骨組織高(鈦110 GPa，陶瓷350 GPa，人體骨1.4～18.0 GPa)[23]，兩者彈性模量的巨大差異容易引發(fā)應力遮蔽現(xiàn)象，導致種植體周圍骨吸收。為改善這種現(xiàn)象，有研究者發(fā)現(xiàn)在模擬牙試件內部和表面添加微孔結構，通過調整孔隙率和孔徑大小等參數，可以有效降低植體的彈性模量，使之與人骨相匹配[24]。魏霆等[25]研究也得出相似結論，模型件準彈性模量與孔隙率呈負相關關系，當調整孔隙率為30%與70%時，彈性模量分別與人皮質骨與松質骨接近。呂越等[26]研究發(fā)現(xiàn)隨著植體彈性模量的降低，有利于載荷力在種植體和周圍骨組織中的傳導分散，受到的應力會隨之降低，提高了種植體的長期穩(wěn)定性和保存率。而秦風利等[27]研究發(fā)現(xiàn)，在RAI表面添加多孔結構，在將其植入骨內后，骨組織會長入多孔結構內部，達到良好的骨結合。

3.4 過盈設計

種植體與種植窩的過盈配合是另一種增加初期穩(wěn)定性的有效方式，尤其適合因拔牙或牙周炎等導致的牙槽窩骨缺損情況。彭偉等[28]研究表明，當種植體與種植窩有間隙時微動明顯，初期穩(wěn)定性較差；當增加接觸配合到無間隙時，其微動值下降明顯；而當過盈量從0增到0.1 mm時，微動值也有較明顯的降低。研究也發(fā)現(xiàn)過盈量增大到一定程度時，后期微動值的減小程度并不明顯。同時，一味增加過盈量可能會過度擠壓牙槽窩，引起種植體周圍骨吸收而導致種植失敗[29]。因此，調整RAI的過盈量在一個適宜的值非常必要。徐國皓等[30]進行了過盈植入的三維有限元分析，結果發(fā)現(xiàn)，過盈量為0.5 mm時，種植體與骨界面所產生的應力值在骨組織所能承受范圍內。而高亦林等[29]研究提出，在過盈量相同情況下，皮質骨相比松質骨受到的應力要大。因此，RAI在皮質骨和松質骨的過盈設計應當不同，且前者過盈量應小于后者。

3.5 表面粗糙度調控

Andrukhov等[31]研究表明，種植體表面粗糙度的差異會直接影響早期細胞行為和骨整合，而3D打印制作的RAI表面粗糙度相對較高且并不一致[32]。粗糙度不一致的表面可能導致不同的骨整合，而各個部位不同的骨整合強度可能會對種植體的初始和長期穩(wěn)定性產生負面影響。Li等[32]開展研究，在3D打印(SLM技術)中設置不同的工藝參數和傾角來制作RAI樣品，分別測量和研究了樣品的表面粗糙度，以實驗結果論述了能量密度、掃描速度和偏離量這3組參數和傾角對表面粗糙度的影響。在此基礎上，他們提出了一種使用梯度處理工藝制作的RAI。與單參數制備的種植體相比，梯度參數制備的種植體表面粗糙度較低且一致。

4 結 語

目前臨床上，即刻種植所用的種植體采用標準化工藝制作完成，同型號的種植體在形狀和大小方面完全一致，而我們遇到的每個患者口腔種植條件都是存在差異的。RAI則根據患者的具體情況設計制作，避免了牙槽骨上鉆洞的二次傷害，可最大限度地保存牙槽骨量，簡化了手術操作，縮短了治療時間，提升了患者舒適度。與傳統(tǒng)螺紋柱狀種植體相比，RAI的擬根形結構有助于減少應力集中，應力分布更符合生理，且多根牙RAI在抗旋轉性上更有優(yōu)勢，缺點是RAI需要設計和定制，現(xiàn)階段制作費用比較高昂。但個性化種植是未來趨勢，必定有越來越多的醫(yī)生和患者選擇RAI種植方案。RAI的出現(xiàn)既是口腔醫(yī)學融合數字化技術和3D打印的成功實踐，也是對目前主流標準化種植體的有益補充，建議口腔醫(yī)生關注和開展相關研究。