هدف نهایی درمان‏ های ایمپلنت برقراری ارتباط ساختاری مستحکم بین آن و استخوان اطراف به شکلی است که بازسازی عملکرد و زیبایی پروتز نهایی را تضمین نماید.

برای برقراری چنین ارتباطی عوامل متعددی را باید در نظر گرفت که تنها قسمتی از آنها مانند ماده اولیه، شکل، توپوگرافی و خصوصیات شیمیایی به خود ایمپلنت برمی گردد . موارد دیگر همچون نیروهای مکانیکی وارده از سوی پروتز نهایی ، روش جراحی و تفاوت‏های بین بیماران از نظر کیفیت و کمیت استخوان از سوی درمانگر یا بیمار تعیین خواهد شد . مشکل دیگری که در ایمپلنت‏ های دندانی وجود دارد آن است که بر خلاف پروتزهای ارتوپدی که کل ساختار آن داخل استخوان قرار می‏گیرند ، ایمپلنت‏های دندانی علاوه بر تداخل با استخوان،  با بافت‏های نرم اپی تلیوم و هم بندی حفره دهان نیز ارتباط مستقیم دارند.

پس از کاشت آن داخل استخوان ، وقایع الکتروشیمیایی روی سطح ایمپلنت رخ می‏دهد که موارد مهم آن شامل دو یا سه برابر شدن ضخامت لایه اکسید ، یکی شدن با یون‏ های کلسیم ، فسفر و سولفور بافت‏های بیولوژیک اطراف و آزاد شدن یون‏های فلزی می‏شود . گزارشات متعددی وجود دارد که حاکی از افزایش مشهود یون‏های فلزی همچون تایتانیوم تا چندین ppm 10 در اطراف محل کاشت ایمپلنت است (Wennerberg et al 2004). از سوی بافت‏های بیولوژیک نیز، مولکول‏ های آب و یون‏ های هیدراته در عرض چند نانو ثانیه به سطح ایمپلنت می‏رسند که سرعت جذب بیومولکول‏ های مداخله گر را تغییر می‏دهند . پس از آن مولکول‏ های کوچکتر با تمایل جذبی کمتر توسط انواع بزرگتر که تمایل بیشتری به مواد بیولوژیک دارند جایگزین می‏گردند.

علاوه بر این تداخلات یونی که در سطح استخوان رخ می‏دهد ، برقراری یک تماس قابل اعتماد بین ایمپلنت و بافت نرم برای حفاظت در برابر هجوم میکروب‏ ها ضروری است. در فقدان سیل مخاطی کافی ، اپی تلیوم به طرف اپیکال مهاجرت می‏ نماید و بدنه آن به جای یکپارچگی استخوانی، با یک غلاف همبندی از استخوان جدا خواهد شد (encapsulation). اگرچه الیاف کلاژن بافت نرم تنها به شکل موازی در اطراف سطح ایمپلنت قرار می‏گیرند ، اما یک ارتباط همی دسموزومی مشابه آنچه بین اپی تلیوم / بافت همبندی و دندان طبیعی وجود دارد مشاهده خواهد شد (Glauser et at 2005).

با توجه به خصوصیات سطحی ایمپلنت، دو نوع استخوان سازی در محل اتصال آن و استخوان به وقوع خواهد پیوست : distance osteogenesis که در آن استخوان سازی از سطح استخوان اطراف به طرف ایمپلنت رخ می‏دهد و مسئول آن سلول‏های استخوان ساز روی سطح استخوان هستند و دیگری contact osteogenesis که توسط سلول‏های استخوان ساز مهاجری که روی سطح آن قرار می‏گیرند شروع شده و از سطح آن به طرف استخوان اطراف انجام می‏گیرد (Davies 2003) .

اصطلاح یکپارچگی استخوانی (Osseo integration) در دهه 1950 میلادی توسط Branemark مطرح گردید (Branemark et at 1963) که به شکل زیر تعریف شده است : ارتباط بین آن و استخوان باید به شکلی باشد که استخوان در تماس مستقیم با آن بوده و هیچ همبندی مابین این دو قرار نگیرد . 8 سال پس از آن ، Branemark تعریف یکپارچگی استخوان را بدین شکل اصلاح نمود : برقراری یک ارتباط ساختاری و عملکردی مستقیم بین استخوان زنده و سطح ایمپلنت‏ هایی که تحت فشار (load-carrying) قرار گرفته اند (Branemark et al 1985).

اگرچه برخی از محققان معتقدند که یک تداخل شیمیایی بین استخوان و سطح ایمپلنت‏ های تایتانیومی وجود دارد ، اما اصطلاح یکپارچگی استخوانی به ارتباط فیزیکی یا ثبات مکانیکی ایمپلنت در استخوان اشاره می‏نماید . با برقراری این نوع ارتباط ، ایمپلنت می‏تواند در برابر نیروهای برشی که می‏خواهند آن را از محل خود خارج سازند ، یا نیروهای چرخشی torque-out مقاومت نماید . هر چند، این نوع ارتباط مقاومت زیادی در برابر نیروهای کششی نخواهد داشت . به همین منظور رابطه دیگری برای استخوان و ایمپلنت تعریف شد که به نام چسبندگی استخوانی (Osseo coalescence) است و برای ارتباط شیمیایی بین این دو سطح استفاده می‏شود . این اصطلاح به مواد سطحی همچون فسفات کلسیم و مواد شیشه ‏ای فعال (bioactive glass) اشاره دارد که می‏توانند باند شیمیایی بین استخوان و ایمپلنت برقرار سازند . این نوع ارتباط در برابر هر دو نوع نیروی کششی و برشی مقاومت خواهد داشت.

یکپارچگی استخوانی ایمپلنت و استخوان باعث مقاومت بالا در برابر نیروهای برشی و توان پایین در برابر نیروهای کششی می‏شود . این در حالی است که در صورت چسبندگی استخوانی ، امکان مقاومت در برابر هر دو نوع نیرو وجود دارد. فلش‏ ها جهت نیرو های وارده را نشان می‏دهند .

اگر چه سال‏ها از ایمپلنت‏ های تیتانیومی با سطح ماشین شده و صاف استفاده می‏شد ، اما مطالعات نشان داده است که در نواحی با استخوان حداقل ، امکان شکست این ایمپلنت‏ها بیشتر است (Balshe et al 2009)، نیاز به وارد شدن سریع تر و بیشتر نیروها ، کم کردن از تعداد آن‏ ها، و افزایش میزان موفقیت در نواحی با کیفیت پایین تر استخوان باعث شد که اکثر سیستم‏های جدید از ایمپلنت‏های پیچ دارد و با سطح ناصاف بهره ببرند (Elias & Meirelles 2010). برخی از محققان یکی از دلایل شکست یا عدم وقوع یکپارچگی استخوانی را صاف بودن زیاد از حد سطح ایمپلنت و آماده سازی ناکافی آن دانسته اند (Esposito et al 1999 b). در واقع با آماده سازی درست سطح آن ، تیتانیوم را که در ماهیت خود یک ماده خنثی است به یک ماده فعال از نظر بیولوژیکی تبدیل می‏سازند تا روند استخوان را تحریک کند (Bae et al 2010).

بررسی کمی شاخص‏ های ناصافی در سطوحی که به شکل تجاری در دسترس است ، وجود تفاوت‏ های مشهودی ر در بین انواع آن ها نشان می‏دهد. به شکل کلی ایمپلنت‏های در دسترس امروزی داری یکی از خصوصیات سطحی زیر می‏باشند:

صاف Machined.

سندبلاست شده Sand blasted

اچ شده با اسید Acid etched

سندبلاست شده با ذرات درشت، و تمیز شده با اچ اسیدی SLA: Sandblast Large grit Acid etch

پلاسما اسپری شده با ذرات تیتانیومی TPS

بلاست شده با ذرات قابل جذب RBM: Restorable Blast Media

پوشانده شده با ذرات هیدروکسی آپاتیت HA Coated

پوشانده شده با ذرات تری کلسیم فسفات TCP Coated

البته تحقیقات نوین برای ایجاد انقلابی در فعال کردن تیتانیوم با  استفاده از فن آوری نانو در حال انجام است (Wen et al 2010).