Tích hợp xương và các yếu tố ảnh hưởng trong cấy ghép nha khoa

t implant titan 
giúp cải thiện sự tích hợp xương mà không 
làm tăng thêm khả năng nhiễm bề mặt. Đáp 
ứng sinh học của nguyên bào xương bao gồm 
sự bám dính của tế bào, sự tăng trưởng và 
hoạt động chức năng của tế bào. Các kết luận 
về quá trình biệt hóa và chuyển hóa của 
nguyên bào xương còn chưa thống nhất. Một 
số thử nghiệm in vitro cho thấy tính nhám của 
bề mặt thúc đẩy quá trình biệt hóa nhưng 
giảm quá trình tăng sinh của nguyên bào 
xương, một số khác lại thấy quá trình tăng 
sinh được cải thiện. Những kết quả này đưa 
đến suy luận rằng còn có những yếu tố khác 
điều hòa quá trình tăng sinh, biệt hóa, và chế 
tiết khuôn ngoại bào của các nguyên bào 
xương trong thử nghiệm in vitro. 
2.2. Các yếu tố tại chỗ của người nhận: 
thể tích và chất lượng xương 
Mật độ xương có vai trò quan trọng trong 
việc duy trì tích hợp xương và thành công lâu 
dài của implant. Đánh giá xương là một bước 
thiết yếu trong đặt implant. 
Phân tích mô học hình thái trắc đồ là một 
phương tiện tốt nhất để đánh giá mật độ 
xương. Tuy nhiên phương pháp này không áp 
dụng được trên lâm sàng. Được biết đến và 
phát triển nhiều nhất là các kỹ thuật tia X, các 
kỹ thuật này giúp phân tích toàn diện cũng 
như cụ thể về hình thái, thể tích và chất lượng 
xương còn lại. 
2.2.1. Phim toàn cảnh 
Phim toàn cảnh cho phép quan sát hình 
thái của hàm trên và hàm dưới. Ở hàm dưới, 
có thể đánh giá chiều cao xương ổ, vị trí lỗ 
cằm và ống răng dưới; ở hàm trên, có thể 
 TCNCYH 86 (1) - 2014 101 
TẠP CHÍ NGHIÊN CỨU Y HỌC 
2014 
đánh giá chiều cao xương ổ, so sánh với hốc 
mũi và xoang hàm trên. Tuy nhiên, hình ảnh 
trên phim này có biến dạng do có sự phóng 
đại, tùy thiết bị và tùy vùng quan sát. Phim cho 
phép đo được một cách tương đối chiều cao 
xương, song không cho biết độ nghiêng và độ 
dày của xương hàm trên, hàm dưới, cũng như 
mào xương ổ. Phim cũng không cho thông tin 
chính xác về cấu trúc xương. Phim toàn cảnh 
không đủ để chuẩn bị cho một phẫu thuật đặt 
implant, song không thể thiếu để phân tích 
một phim cắt lớp. 
2.2.2. Các kỹ thuật hình ảnh hiện đại 
Đối với implant, khảo sát đo mật độ cắt lớp 
(TDM: tomodensitometry) cho thông tin kép, 
vừa về hình thái, vừa về cấu trúc. Phương 
pháp này tốt hơn so với phim cắt lớp điện 
toán cổ điển (vì thiếu chính xác và nhiễm tia 
nhiều). khảo sát đo mật độ cắt lớp cho phép 
quan sát về giải phẫu ở kích thước thật. Kỹ 
thuật này cho phép xác định chính xác chiều 
cao xương, chiều dày ngoài trong, và chiều 
dày mào xương; phim cũng cho thông tin về 
độ nghiêng của xương hàm trên và hàm dưới, 
định vị các cản trở giải phẫu. Về cấu trúc 
xương, khảo sát đo mật độ cắt lớp phân biệt 
rõ xương xốp với lưới bè xương ít nhiều lỏng 
lẻo, đối với xương vỏ đặc chắc, có thể đo 
được bề dày. Các biến đổi cấu trúc xương 
như đặc xương, mất khoáng, hoặc các tổn 
thương xương cũng đều có thể phân tích tốt. 
Những tiến bộ công nghệ của phần mềm 
Dentascan hiện nay cho phép thể hiện mô 
phỏng thể tích xương nơi đặt implant. 
2.2.3. Dụng cụ đo mật độ xương 
Hai kỹ thuật cho phép định lượng đặc hiệu 
khối lượng xương khoáng hóa là thiết bị đo sự 
tiêu xương và thiết bị đo mật độ xương nhờ 
scanner. Thiết bị đo tiêu xương đánh giá vùng 
quan sát bằng hai loại tia X có năng lượng 
khác nhau. Vùng xương bị tiêu khác với mô 
mềm và khác với xương thể hiện trên hình 
ảnh số hóa. Thiết bị đo mật độ thể hiện bằng 
g/cm2 bề mặt. Thiết bị đo mật độ xương bằng 
scanner cho phép đánh giá bằng g/cm3. Thiết 
bị này áp dụng tốt để đánh giá mật độ xương 
bằng scanner là một kỹ thuật tốt để đánh giá 
mức độ khoáng hóa xương. Tuy vậy, trong 
thực hành, hiện nay người ta thường sử dụng 
máy đo tiêu xương lưỡng quang tử, máy này 
cho kết quả nhanh hơn, rẻ hơn, ít nhiễm tia. 
Mặt khác, máy cho khả năng lặp lại cao, sử 
dụng tia lưỡng năng lượng làm hạn chế sai số 
đối với các thành phần mỡ. Do vậy, thiết bị 
này rất hữu ích trong giai đoạn chuẩn bị đối 
với các trường hợp phụ nữ tuổi mãn kinh và 
người lớn tuổi. 
2.2.4. Phân tích ứng suất (phương pháp 
phân tích phần tử hữu hạn) 
Năm 2005, Sevimay và cộng sự công bố 
kết quả một thử nghiệm in vitro đánh giá ứng 
suất tác dụng lên implant với bốn dạng xương 
[10]. Tất cả các thông số như kích thước và 
cấu trúc của khối xương, mão kim loại - sứ, 
implant, lực tác dụng, đều được chuẩn hóa. 
Hình 1 thể hiện phân bố các ứng suất trên 
mẫu. Phân tích ứng suất trên abutment và 
implant cho thấy đối với dạng xương D1, D2, 
và D3, các ứng suất von Mises tác động lên 
phần cổ của implant, lực lớn nhất là 150Mpa, 
152MPa, và 163MPa tương ứng với dạng D1, 
D2, và D3. Đối với dạng D4, các ứng suất von 
Mises tác động lên phần cổ và phần giữa của 
implant, lực lớn nhất là 180MPa (Hình 2). 
 102 TCNCYH 86 (1) - 2014 
 TẠP CHÍ NGHIÊN CỨU Y HỌC 
Hình 1. Phân bố lực trong lòng mẫu Hình 2. Phân bố lực trong implant 
và abutment 
A: Xương D1, 150 Mpa; C: Xương D3, 
163 MPa; B: Xương D2, 152 Mpa; D: Xương 
D4, 180 MPa. 
Các yếu tố khác như tỷ lệ tiếp xúc xương, 
module đàn hồi, các đường viền trục của lực 
đều chịu ảnh hưởng bởi mật độ xương. Ở 
những người loãng xương, có sự giảm các 
hoạt động của dòng tế bào sinh xương (tế bào 
trung mô chưa biệt hóa và nguyên bào 
xương), bên cạnh đó có sự tăng hoạt động 
của nguyên bào hủy xương. Mất cân bằng 
giữa các yếu tố đồng hóa và dị hóa ảnh 
hưởng đến sự tạo xương và quá trình tái cấu 
trúc. Nhiều nghiên cứu đã chứng minh sự 
thay đổi các yếu tố toàn thân có liên quan 
đến quá trình tái cấu trúc xương. Ở người 
lớn tuổi và loãng xương, có hiện tượng tăng 
tức thì các cytokine tiền viêm như TNFα, Fas 
Ligand, IL - 6, IL - 1, PGE2, trong khi các yếu 
tố sinh xương (IGF - 1, TGF - β1, PDGF, 
calcitonine...) giảm. Các yếu tố hormon cũng 
ảnh hưởng đến quá trình tăng sinh mạch 
máu và tái lập tuần hoàn, là quá trình giữ 
vai trò quan trọng trong tạo xương và tái cấu 
trúc xương. 
2.2.5. Cảm giác tay 
Trong thực hành, cảm giác xúc giác cho 
phép nhận biết chất lượng xương của ba 
dạng: xương mềm, xương bình thường, và 
xương đặc nhưng không cho phép phân biệt 
các dạng xương trung gian. Tuy nhiên, 
phương pháp này chỉ áp dụng được ngay thời 
điểm khoan để đặt implant, do đó có ý nghĩa 
tiên lượng hơn là chẩn đoán. 
2.3. Các yếu tố phục hình: thời hạn cho 
implant chịu lực, đặt implant lập tức sau 
nhổ răng 
Trong một thời gian dài, người ta cho rằng 
tích hợp xương là điều kiện thiết yếu để thực 
hiện một phục hình chức năng trên implant, và 
implant chịu lực sớm sẽ dẫn tới tạo mô sợi và 
ngăn cản sinh xương quanh implant. Tuy 
nhiên, nhiều nghiên cứu đã cho thấy quá trình 
tạo mô quanh implant liên quan đến môi 
trường cơ học tại giao diện xương - implant. 
Một sự chịu lực sinh lý có thể thúc đẩy quá 
trình sinh xương [6; 8; 12]. 
 TCNCYH 86 (1) - 2014 103 
TẠP CHÍ NGHIÊN CỨU Y HỌC 
2014 
Meyer và cộng sự đã nghiên cứu hoạt 
động của nguyên bào xương và quá trình 
khoáng hóa trong giai đoạn sớm của quá trình 
tích hợp xương, trong những điều kiện chịu 
lực khác nhau [6]. Kết quả cho thấy có sự tích 
hợp xương, hình ảnh mô học tương tự ở hai 
nhóm thử. Tiếp xúc trực tiếp giữa xương và 
implant đạt được gần như suốt chiều dài 
implant. Thấy được các lá xương xốp trên bề 
mặt implant. Ở độ phóng đại lớn hơn, có thể 
thấy các tế bào xương trên bề mặt implant và 
ở xương lân cận (hình 3). 
Hình 3. Mẫu chịu lực, 3 ngày 
Hiển vi điện tử truyền sáng: 
a) Tiếp xúc bề mặt implant với xương trưởng thành (x 10) 
b) Quan hệ xương/implant ở các đường ren (x 20) 
c) Giao diện xương/implant (x 20) 
d) Các tế bào ở bề mặt implant và trong xương lân cận (x 40). 
Qua hình ảnh hiển vi điện tử quét, có thể 
nhận thấy lực bám dính giữa xương và 
implant tương đương với lực bám dính giữa 
các tế bào ở mô xương xung quanh, có tiếp 
xúc trực tiếp giữa nguyên bào xương và bề 
mặt titan. Bám dính tế bào và các protein 
khuôn ngoại bào thấy được ở thời điểm một 
ngày và trong suốt thời gian thử nghiệm, ở tất 
cả các nhóm. Việc chịu lực không làm thay đổi 
tình trạng tiếp xúc xương-implant ở vùng có 
tiếp xúc trực tiếp trên bề mặt implant. 
Hình ảnh hiển vi điện tử quét ở vùng giao 
diện cho thấy quá trình khoáng hóa tiến triển 
theo thời gian. Sự tạo xương mới thể hiện qua 
hiện tượng sáp nhập các tinh thể để tạo thành 
các hạt dạng xương (hình 4 - a,b,c). Quá trình 
khoáng hóa kết hợp với quá trình sinh 
collagen (hình 4 - d). Quá trình tạo xương cũng 
được thấy trên hiển vi điện tử truyền sáng. 
 104 TCNCYH 86 (1) - 2014 
 TẠP CHÍ NGHIÊN CỨU Y HỌC 
Hình 4. Mẫu chịu lực - Hiển vi điện tử quét: 
Khoáng hóa trên bề mặt implant: các hạt dạng xương hình thành trực tiếp trên bề mặt 
implant. 
a) 3 ngày b) 7 ngày c, d) 14 ngày 
Đánh dấu miễn dịch ở ngày thứ nhất trên fibronectin, thụ thể của fibronectin, và osteonectin 
cho thấy các tế bào bám dính trên bề mặt titan có khả năng thực hiện hoạt động chức năng của 
các tế bào xương và không thấy có sự khác biệt giữa hai nhóm (hình 5). 
Hình 5. Mẫu chịu lực, 3 ngày - Đánh dấu miễn dịch protein 
a, b) Lắng đọng fibronectin ngoại bào trên bề mặt titan, ở các độ phóng đại khác nhau. Các 
phần tử fibronectin xen vào xương giữa các tế bào và implant. 
c) Osteonectin phân tán đều trong khuôn ngoại bào khoáng hóa. 
d) Tổng hợp osteonectin do các nguyên bào xương trên bề mặt titan. 
 TCNCYH 86 (1) - 2014 105 
TẠP CHÍ NGHIÊN CỨU Y HỌC 
2014 
Trong nghiên cứu này, lực nhai dường 
như không ảnh hưởng đến tiếp xúc xương - 
implant. 
Năm 2005, De Smet và cộng sự đánh giá 
tác động của việc chịu lực sớm đối với tích 
hợp xương. Tần số âm được đo bằng RFA 
ngay sau khi đặt và mỗi tuần một lần sau đó. 
Tất cả các implant tiếp hợp tốt và không có 
biến chứng. Trong khi các implant chứng có 
sự giảm ổn định ở thời điểm một tuần, và thấp 
nhất ở ba tuần (- 200 Hz), các implant thử 
nghiệm (chịu lực) có sự tăng ổn định dần dần. 
Sau sáu tuần, tần số âm trung bình của các 
implant thử và chứng đạt cùng giá trị (biểu đồ 
1). Kết quả cho thấy một tình trạng chịu lực có 
kiểm soát có thể có ích cho sự ổn định implant 
trong giai đoạn lành thương sớm [3]. 
Biểu đồ 1. Giá trị tần số âm trung bình (Hz) của các implant thử và chứng từ ngày 0 tới sáu 
tuần sau khi đặt. Kích thích cơ học (implant thử) bắt đầu từ ngày thứ 7 sau phẫu thuật 
Trong một nghiên cứu công bố năm 2004, 
Nedir và cộng sự so sánh chỉ số ISQitv của 
các implant chịu lực tức thì (IL) và các implant 
chịu lực ba tháng sau khi đặt (DL). Chỉ số ISQ 
được đo ngay sau khi đặt và sau 1, 2, 4, 6, 8, 
10 và 12 tuần. Tất cả các implant được kiểm 
soát lực trong vòng một năm. Các tiêu chuẩn 
thành công là: (1) không có lung lay phát hiện 
được trên lâm sàng, (2) không có đau hoặc 
cảm giác lạ khác, (3) không có nhiễm khuẩn 
tái diễn quanh implant và (4) không có vùng 
sáng liên tục quanh implant trên phim tia X 
sau khi chịu lực ở thời điểm 3, 6, và 12 tháng. 
Sau một năm, hai implant phải lấy bỏ do lung 
lay, một của nhóm IL và một của nhóm DL. 
Kết quả cho thấy chỉ số ISQ của hai nhóm IL 
và DL là ngang nhau ở thời điểm 12 tuần, 
không phụ thuộc đường kính và độ dài của 
imlant. Sau một năm, tất cả các implant nhóm 
IL với ISQi ≥ 54 và implant nhóm DL với ISQi 
≥ 49 đều tích hợp xương tốt. Tỷ lệ thành công 
của implant IL là 98,4% sau một năm, tương 
đương với implant theo quy trình DL chuẩn [7]. 
3. BÀN LUẬN 
Vật liệu và bề mặt implant 
Titan là một kim loại rất thích hợp đối với 
implant nhờ các đặc tính sinh học và cơ sinh 
học của loại vật liệu này. Titan có độ kháng 
mòn và kháng ăn mòn hóa học tốt, có các đặc 
tính cơ học phù hợp, đồng thời cũng có thể dễ 
dàng chế tạo dưới nhiều hình dạng và cấu 
trúc khác nhau. Là một kim loại hoạt động, 
trong môi trường không khí, trong nước, hoặc 
bất kỳ môi trường điện phân nào khác, titan 
tạo một lớp oxit xung quanh, chính lớp này 
 106 TCNCYH 86 (1) - 2014 
 TẠP CHÍ NGHIÊN CỨU Y HỌC 
mang lại tính tương hợp sinh học cho titan. 
Trạng thái bề mặt giữ vai trò quan trọng 
trong quá trình các tế bào xương định vị và 
đáp ứng với bề mặt vật liệu. Sự ổn định sơ 
khởi và tích hợp xương thuận lợi ở những 
implant có bề mặt nhám ở mức độ vi thể, nhờ 
các kỹ thuật khác nhau. Trong các yếu tố ảnh 
hưởng đến quá trình sinh xương quanh 
implant, hình thái bề mặt implant là một yếu tố 
đặc biệt quan trọng. Nhiều nghiên cứu đã cho 
thấy hiệu quả có lợi của bề mặt nhám đối với 
sự bám dính và đáp ứng tế bào cũng như đối 
với một số yếu tố điều hòa tại chỗ, như 
TGFβ1 và PGE2. Theo Albrektsson và cộng 
sự, một bề mặt có một độ nhám thấp, ở mức 
micromét, thường thuận lợi hơn đối với sự tạo 
xương quanh implant hơn là một bề mặt nhẵn 
hoặc sần nhiều [1]. 
Kết quả các nghiên cứu cũng cho thấy lớp 
phủ phosphat calci, như HA [11] có hiệu quả 
thúc đẩy quá trình tạo xương quanh implant. 
Lớp phủ này tạo thành một rào chắn cơ học 
đối với các ion kim loại và các phần tử titan 
được giải phóng. Phosphat calci có thể làm 
tăng sự hấp thu protein trên bề mặt implant, 
tạo điều kiện thuận lợi cho sự bám dính và 
hoạt hóa tiểu cầu, các mối liên kết sợi, và thúc 
đẩy lành thương. Đã có những nghiên cứu kết 
luận vật liệu phosphat calci với cấu trúc xốp 
đặc hiệu có tính kích tạo xương, tức là có khả 
năng dẫn tới sự tạo xương tại một vị trí mà 
trong điều kiện bình thường xương không 
được tạo ra [2]. Trong khi đó, cũng có những 
bàn luận về khả năng của lớp phủ HA trong 
thời gian dài. Một nghiên cứu trên người cho 
thấy mặc dù 22,75% lớp phủ HA mất đi sau 
10 năm, song các implant tích hợp xương tốt 
và thấy được xương tiếp hợp trên bề mặt 
implant [13]. 
Những biến đổi điện hóa trên bề mặt 
implant như oxy hóa anod hoặc xử lý titan 
bằng NaOH có thể giúp khơi mào quá trình 
tạo apatite trên một bề mặt dạng sinh học. 
Tiến bộ trong kỹ thuật lắng đọng tia dương 
cực (ASD: anodic spark deposition) đã dẫn tới 
sự phát triển các cấu trúc phủ hữu cơ thủy 
tinh - sứ trên bề mặt kim loại với một lực bám 
dính có thể đạt tới 25 Mpa [9; 14]. 
Bằng các phép thử lực cắt và phân tích mô 
học, người ta thấy rằng một bề mặt nhám ở 
mức độ vi thể, có xử lý thổi cát và oxy hóa 
anod trên một bề mặt sần tạo điều kiện thuận 
lợi cho quá trình tạo xương và cố định 
implant. Các implant có bề mặt oxy hóa vùi 
calci cho phép tạo liên kết hóa học với xương 
mới sinh và thuận lợi hơn cho quá trình tích 
hợp xương hơn implant nhẵn; các implant có 
bề mặt oxy hóa dương cực cho tiếp xúc xương 
- implant tương tự như implant phủ HA. 
Kỹ thuật mô phỏng sinh học thứ cấp (BSP) 
trên bề mặt ASD giúp cải thiện các đặc tính lý-
hóa của bề mặt titan, tạo hình thái sợi nhỏ ở 
mức nanomét và làm thay đổi bản chất hóa 
học của bề mặt (BioSpark™) với một tỷ lệ Ca/
P cao hơn (2.9). Quá trình BioSpark™ cải 
thiện tính tương hợp sinh học của titan và 
tăng hoạt tính sinh học cũng như các đặc tính 
tích hợp xương của vật liệu mà không gây 
hậu quả bất lợi đối với các đặc tính cơ học 
của vật liệu [9]. Tuy vậy, các nghiên cứu lâm 
sàng đối với các bề mặt anod hóa hoặc thổi 
cát có xói mòn axit chỉ giới hạn trong thời gian 
nghiên cứu vài năm, cần có những kết quả 
lâm sàng ở thời hạn dài [1]. 
Vấn đề chịu lực 
Các tiêu chuẩn sinh cơ học, hóa sinh, chức 
năng, và thẩm mỹ là các yếu tố cơ bản để 
đảm bảo một thành công lâu dài trên lâm 
sàng. Nhìn chung, thời gian cơ bản cần thiết 
cho quá trình tích hợp xương của implant là 
khoảng 3 tháng đối với hàm dưới và 5 đến 6 
tháng đối với hàm trên. Kết quả một số nghiên 
 TCNCYH 86 (1) - 2014 107 
TẠP CHÍ NGHIÊN CỨU Y HỌC 
2014 
cứu cũng cho thấy khả năng rút ngắn giai 
đoạn chờ đợi. Tuy nhiên, phần lớn các nghiên 
cứu này có tính hồi cứu hoặc không có nhóm 
chứng. Các yếu tố cơ bản ảnh hưởng đến 
thành công của implant chịu lực tức thì bao 
gồm lựa chọn bệnh nhân, chất lượng xương, 
chiều dài implant đạt được, cấu trúc vi thể và 
đại thể của implant, kỹ năng thực hành của 
bác sỹ, sự ổn định sơ khởi, kiểm soát lực cắn 
khớp và hướng dẫn đối với phục hình. Sự ổn 
định của implant ngay khi đặt và trong giai 
đoạn lành thương quanh implant là một yếu tố 
quan trọng dẫn tới thành công trên lâm sàng. 
Yếu tố sinh cơ học liên quan chặt chẽ tới quá 
trình tạo xương tại giao diện xương-implant. 
Chịu lực quá mức có thể gây vi dịch chuyển 
trong giai đoạn lành thương, gây tổn hại lưới 
sợi và mạng lưới tuần hoàn mới ở vùng giao 
diện, gây tiêu dần xương xung quanh, từ đó 
làm lung lay implant và dẫn tới thất bại. Cần 
tiếp tục có các thử nghiệm lâm sàng theo dõi 
dọc, song song, tiến cứu, ngẫu nhiên và theo 
dõi trong thời gian dài hơn. 
TÀI LIỆU THAM KHẢO 
1. Albrektsson T., Wennerberg A (2004). 
Oral implant surfaces: Part 2-review focusing 
on clinical knowledge of different surfaces. Int 
J Prosthodont, 17(5), 544 - 564. 
2. Chang Y.L., Lew D., Park J.B et al
(1999). Biomechanical and morphometric 
analysis of hydroxyapatite-coated implants 
with varying crystallinity. J Oral Maxillofac 
Surg, 57(9), 1096 - 1108. 
3. De Smet E., Jaecques S., Vandamme 
K et al (2005). Positive effect of early loading 
on implant stability in the bi-cortical guinea-pig 
model. Clinical Oral Implants Research, 16(4), 
402 - 407. 
4. Lachmann S., Jäger B., Axmann D et 
al (2006). Resonance frequency analysis and 
damping capacity assessment - Part 1: An in 
vitro study on measurement reliability and a 
method of comparison in the determination of 
primary dental implant stability. Clinical Oral 
Implants Research, 17(10), 75 - 79. 
5. Lachmann S., Laval J.Y., Jäger B et al 
(2006). Resonance frequency analysis and 
damping capacity assessment - Part 2: 
Peri-implant bone loss follow-up. An in vitro 
study with the Periotest and Osstell instru-
ments. Clinical Oral Implants Research, 17(1), 
80 - 84. 
6. Meyer U., Joos U., Mythili J et 
al (2004). Ultrastructural characterization of 
the implant/bone interface of immediately 
loaded dental implants. Biomaterials, 25(10), 
1959 - 1967. 
7. Nedir R., Bischof M., Szmukler-
Moncler S et al (2004). Predicting 
osseointegration by means of implant primary 
stability - A resonance-frequency analysis 
study with delayed and immediately loaded ITI 
SLA implants. Clinical Oral Implants 
Research, 15(5), 520 - 528. 
8. Romanos G.E (2004). Present status of 
immediate loading of oral implants. J Oral 
Implantol, 30(3), 189 - 197. 
9. Sandrini E., Morris C., Chiesa R et al 
(2005). In vitro assessment of the 
osteointegrative potential of a novel 
multiphase anodic spark deposition coating for 
orthopaedic and dental implants. J Biomed 
Mater Res B Appl Biomater, 73(2), 392 - 399. 
10. Sevimay M., Turhan F., Kiliçarslan 
M.A et al (2005). Three-dimensional finite 
element analysis of the effect of different bone 
quality on stress distribution in an implant-
supported crown. The Journal of Prosthetic 
Dentistry, 93(3), 227 - 234. 
11. Shirakura M., Fujii N., Ohnishi H et al 
(2003). Tissue response to titanium 
 108 TCNCYH 86 (1) - 2014 
 TẠP CHÍ NGHIÊN CỨU Y HỌC 
implantation in the rat maxilla, with special 
reference to the effects of surface conditions 
on bone formation. Clin Oral Implants Res 14
(6), 687 - 696. 
12. Simmons C.A., Meguid S.A., Pilliar 
R.M (2001). Differences in osseointegration 
rate due to implant surface geometry can be 
explained by local tissue strains. J Orthop Res 
19(2), 187 - 194. 
13. Trisi P., Keith D.J., Rocco S (2005). 
Human histologic and histomorphometric 
analyses of hydroxyapatite-coated implants 
after 10 years of function: a case report. Int J 
Oral Maxillofac Implants, 20(1), 124 - 130. 
14. Zhu X., Ong J.L., Kim S et al (2002). 
Surface characteristics and structure of anodic 
oxide films containing Ca and P on a titanium 
implant material. J Biomed Mater Res, 60(2), 
333 - 338.