RAFAEL SILVEIRA FAEDA OSSEOINTEGRAÇÃO DE IMPLANTES DE TITÂNIO COM MODIFICAÇÃO DA SUPERFÍCIE POR ABLAÇÃO A LASER E RECOBRIMENTO POR HIDROXIAPATITA BIOMIMÉTICA. ESTUDO BIOMECÂNICO E HISTOMORFOMÉTRICO EM TÍBIA DE COELHOS. ARARAQUARA 2010 UNIVERSIDADE ESTADUAL PAULISTA ������������� � � � � ���������������� RAFAEL SILVEIRA FAEDA� OSSEOINTEGRAÇÃO DE IMPLANTES DE TITÂNIO COM MODIFICAÇÃO DA SUPERFÍCIE POR ABLAÇÃO A LASER E RECOBRIMENTO POR HIDROXIAPATITA BIOMIMÉTICA. ESTUDO BIOMECÂNICO E HISTOMORFOMÉTRICO EM TÍBIA DE COELHOS. ARARAQUARA 2010 UNIVERSIDADE ESTADUAL PAULISTA ������������� � � � � ���������������� TESE APRESENTADA AO PROOGRAMA DE PÓS- GRADUAÇÃO – ÁREA DE PERIODONTIA, DA FACULDADE DE ODONTOLOGIA DE ARARAQUARA, DA UNIVERSIDADE ESTADUAL PAULISTA, PARA A OBTENÇÃO DO TÍTULO DE DOUTOR EM ODONTOLOGIA. Orientador: Prof. Dr. Elcio Marcantonio Junior Faeda, Rafael Silveira Osseointegração de implantes de titânio com modificação da superfície por ablação a laser e recobrimento por hidroxiapatita biomimétrica. Estudo biomecânico e histomorfométrico em tíbia de coelhos. / Rafael Silveira Faeda.– Araraquara: [s.n.], 2010. 165 f. ; 30 cm. Tese (Doutorado) – Universidade Estadual Paulista, Faculdade de Odontologia Orientador : Prof. Dr. Elcio Marcantonio Junior 1. Implante dentário endoósseo 2. Osseointegração 3. Torque 4. Lasers 5. Materiais biocompatíveis I. Título Ficha catalográfica elaborada pela Bibliotecária Marley C. Chiusoli Montagnoli, CRB-8/5646 Serviço Técnico de Biblioteca e Documentação da Faculdade de Odontologia de Araraquara / UNESP ���������� �� ���� � � ����������� ���� � ��������������������� ����� � � ������������ ������ ����� � ��� ���� � � ������������ ��� ���� � ������� � � ���� ���� ���� �� ! � �� �� ������������ � � ������������ ��� ���� � ������� � � ���� ���� ������" ��#����������$��������$��%������ � � ������ ������ ��� ����$�&���'�������� � � ���� ���� ��� �� �() � �$�&�����$�*�����������%���+�� � � ������ ������ ��� ����� ���� � ������� � � � �������������"���� �����"� ��� , ���+�� � � ������������ ��� ���� �� � -� � ���%.����� � � ����������/� ����0��1�� �����������%�(���%��1����� ������ �� ���� (������ � � � ����������$��"����� ���� �����%.2�$���%��1����� �������� � -� � � � DADOS CURRICULARES Rafael Silveira Faeda NASCIMENTO 25 de Agosto de 1982 – Ribeirão Preto / SP FILIAÇÃO Zélio Faeda Luiza Maria de Andrade Silveira Faeda 2000-2003 Graduação em Odontologia Faculdade de Odontologia de Araraquara Universidade Estadual Paulista - UNESP 2004-2006 Pós-graduação em Periodontia – Nível de Mestrado Faculdade de Odontologia de Araraquara Universidade Estadual Paulista - UNESP 2006-2010 Pós-graduação em Periodontia – Nível de Doutorado Faculdade de Odontologia de Araraquara Universidade Estadual Paulista - UNESP Poema da Paz O dia mais belo? Hoje A coisa mais fácil? Equivocar-se O obstáculo maior? O medo O erro maior? Abandonar-se A raiz de todos os males? O egoísmo A distração mais bela? O trabalho A pior derrota? O desalento Os melhores professores? As crianças A primeira necessidade? Comunicar-se O que mais faz feliz? Ser útil aos demais O mistério maior? A morte O pior defeito? O mau humor A coisa mais perigosa? A mentira O sentimento pior? O rancor O presente mais belo? O perdão, O mais imprescindível? O lar A estrada mais rápida? O caminho correto A sensação mais grata? A paz interior O resguardo mais eficaz? O sorriso O melhor remédio? O otimismo A maior satisfação? O dever cumprido A força mais potente do mundo? A fé As pessoas mais necessárias? Os pais A coisa mais bela de todas? O amor. MADRE TERESA DE CALCUTÁ ���� ���� ���� ���� ���� ���� ���� ���� ���� ���� ���� ���� ���� ���� ���� ���� ���� À Deus, que pelo dom da vida me deu a oportunidade de alcançar mais um objetivo, me dando coragem nos momentos difíceis, acompanhando e guiando meus passos. ���� ���� ���� ���� ���� ���� ��������� �� ��� �������������� �� ��� �������������� �� ��� �������������� �� ��� ����� ...Aos meus pais Zélio e Luiza pela constante demonstração de carinho, amor, compreensão e apoio durante toda a minha vida, e por todo esforço e sacrifício para minha formação. Minha eterna gratidão. Tenho muito orgulho de vocês! ... Às minhas irmãs Marília, Elisa e Laís, que apoiaram a minha opção, participando em todos os momentos, longe ou perto. ... À minha querida esposa Carolina (Carol), pelos momentos em que não pude estar presente da forma que eu queria e que você merecia, por seu incentivo, amor e companheirismo, que impulsionam e completam a minha vida. �� �������� �������������� �������� �������������� �������� �������������� �������� ���������������� Ao Prof. Dr. Elcio Marcantonio Junior, pela confiança oportunidades de aprendizado que tive desde o início. Agradeço a amizade e o carinho que teve por mim, estando sempre disposto a me ajudar de maneira compreensiva e paciente, fazendo muito mais do que sua obrigação. Espero não ter decepcionado suas expectativas e ser merecedor da sua confiança. À Profa. Dra. Rosemary Adriana Chiérici Marcantonio, pela amizade, apoio, carinho e atenção, que se estenderam além do ambiente universitário. Ao Prof. Dr. Antônio Carlos Guastaldi, que sempre se esforçou para passar um pouco do seu conhecimento em química, permitindo que as inúmeras conversas que tivemos contribuíssem para meu crescimento científico. Ao Prof. Dr. Carlos Rossa Junior, responsável pelo meu interesse em Periodontia e pela oportunidade de realizar o meu primeiro trabalho de pesquisa nesta disciplina, abrindo as portas para que eu chegasse até aqui. Muito obrigado por tudo que fez por mim. Ao Prof. Dr. José Eduardo Cesar Sampaio, que foi muito mais que um professor, foi e continuará sendo um grande amigo. Aos amigos Rafael, Maurício, Miltinho e Rubens, pela amizade e companheirismo, pelos incontáveis bons momentos de convivência diária, pela ajuda e colaboração nas horas difíceis e por se tornarem meus novos irmãos. Aos amigos Humberto, Lucas, Guilherme, João e Rubens, pelos inesquecíveis momentos de descontração que tivemos durante estes anos. Aos meus familiares, que são parte da minha história, torcendo sempre pelas minhas conquistas. À família da Carol, pela compreensão e incentivo constante. �� �������� ���� �������� ���� �������� ���� �������� ������ ���� À Faculdade de Odontologia de Araraquara, na pessoa de seu Diretor, Prof. Dr. José Cláudio Martins Segala, e Vice-Diretora,. Profa. Dra. Andreia Affonso Barreto Montandon. Ao coordenador do Curso de Pós-Graduação - Área de Periodontia, Prof Dr. Joni Augusto Cirelli, e a todos os docentes do Curso de Pós-Graduação, pela formação e exemplo. Aos amigos e Docentes da Disciplina de Periodontia, Prof. Dr. Benedicto Egbert Corrêa de Toledo, Prof. Dr. Ricardo Samih Georges Abi Rached, Prof. Dr. Elcio Marcantonio Junior, Prof. Dr. José Eduardo Cezar Sampaio, Profª Drª Rosemary Adriana Chiérici Marcantonio, Prof. Dr. Joni Augusto Cirelli, Prof. Dr. Carlos Rossa Junior, Profª Drª Silvana Regina Perez Orrico, pela formação e orientação. Aos amigos Rafael Sartori, Hewerson Tavares dos Santos e Juliana Morais e Maurício Ribeiro Costa, pela ajuda na parte prática desse trabalho: esse trabalho também é de vocês! Ao funcionário Celso Luis Borsato, por toda colaboração e eficiência durante a parte experimental deste trabalho. Aos amigos do Laboratório de Biomateriais do Instituto de Química de Araraquara, pela atenção e profissionalismo. A todos os funcionários da disciplina de Periodontia, Claudia, D. Maria do Rosário, Ester, Maria José, Thelma, Sueli e Toninho, cujo trabalho, dedicação e compreensão possibilitou a realização desse trabalho. À Regina Lúcia, em especial, atenção, paciência e cooperação durante a realização do trabalho. Obrigado pelo carinho e pelo ombro amigo em todos os momentos. À Claudia, pelo apoio e companheirismo ao enfrentar os desafios do laboratório Exakt. Aos demais funcionários e colegas do Departamento de Diagnóstico e Cirurgia Aos amigos do curso de Pós-graduação em Periodontia, Dani Zandin, Gabi, Rafaela, Fábio, Roberto, Maurício, Rafa Sartori. pela amizade sincera e inesquecíveis momentos de convivência. Aos amigos Celso e Rogério pela colaboração e ajuda no aprendizado do protocolo cirúrgico. Aos professores e funcionários dos cursos de Especialização em Implante da APCD e FAEPO, pela amizade, confiança e oportunidade de crescimento constante. À APCD Ribeirão Preto e aos professores e alunos pela parceria dos últimos anos no Curso de Aperfeiçoamento em Implante. Aos funcionários da Seção de Pós-Graduação pela paciência e admirável interesse em nos ajudar. As meninas da biblioteca, Maria Helena, Marlei, Ceres, Adriano, Eliane, Inês. Ao Dr. Sidival Dias, da Titanium Fix®, pela simplicidade e atenção que nos atendeu. À CAPES, pelo apoio financeiro concedido, indispensável para a realização deste trabalho. A todos aqueles que de uma forma ou de outra colaboraram para a execução deste trabalho. SUMÁRIO LISTA DE ABREVIATURAS .................................................................... 16 RESUMO .................................................................................................. 18 ABSTRACT .............................................................................................. 21 1 INTRODUÇÃO ....................................................................................... 24 2 ARTIGO DE REVISÃO .......................................................................... 28 3 PROPOSIÇÃO ....................................................................................... 69 4 MATERIAL E MÉTODO......................................................................... 71 4.1 Implantes ........................................................................................... 72 4.2 Desenvolvimento das Superfícies Testes ....................................... 73 4.2.1 Modificação da Superfície por Feixe de Laser ................................. 73 4.2.2 Recobrimento da Superfície pela Hidroxiapatita Biomimética .......... 75 4.3 Animais e Cuidados .......................................................................... 78 4.4 Procedimentos Cirúrgicos ............................................................... 78 4.4.1 Cirurgia de Instalação dos Implantes ............................................... 78 4.5 Teste Biomecânico ........................................................................... 81 4.6 Preparação das amostras e análise histomorfométrica ............... 83 4.7 Análise Estatística ............................................................................ 86 5 RESULTADO ......................................................................................... 87 Artigo 1 .................................................................................................... 89 Artigo 2 .................................................................................................... 96 Artigo 3 .................................................................................................... 106 6 DISCUSSÃO .......................................................................................... 142 7 CONCLUSÃO ........................................................................................ 152 8 REFERÊNCIAS ..................................................................................... 154 ANEXO ..................................................................................................... 164 Lista de Abreviaturas Abreviaturas usadas no texto: Ticp: Titânio comercialmente puro TPS: Plasma spray de titânio HA: Hidroxiapatita SAc.: Superfície tratada com ácidos BIC: Contato osso implante BBT: Área óssea entre espiras TI O2: Dióxido de titânio SLA®: Jateada com partículas grandes e condicionada por ácido MS: Superfície Usinada (machined surface) LMS: Superfície modificada por laser (laser modified surface) Ca: Cálcio P: Fósforo MEV: Microscopia Eletrônica de Varredura EDS: Energia Dispersiva de Raios-X Faeda RS. Osseointegração de implantes de titânio com modificação da superfície por ablação a laser e recobrimento por hidroxiapatita biomimética. Estudo biomecânico e histomorfométrico em tíbia de coelhos [tese de Doutorado]. Araraquara: Faculdade de Odontologia da UNESP; 2010. Resumo O sucesso dos sistemas modernos de implantes dentais tem sido relacionado ao desenvolvimento do design e das características de superfícies dos implantes. O propósito do presente estudo foi avaliar duas novas superfícies de implantes (modificada por laser - LMS e recoberta por hidroxiapatita biomimética - HA), comparando-as a outro implante comercial, (superfície usinada – MS). Um total de 144 implantes (3,75 x 10mm), 48 de cada superfície, foram instalados na tíbia de coelhos e avaliados após 4, 8 e 12 semanas. Após os períodos de cicatrização os animais foram sacrificados, um dos implantes expostos e a força necessária para derosquea-los foi aferida por um torquímetro analógico. O outro implante foi removido com o tecido ósseo peri-implantar e processado por corte histológico calcificado para análise histomorfométrica do contato osso-implante (BIC%) e da área óssea entre espiras (BBT%). Em 4 e 8 semanas, os implantes HA apresentaram valor de torque de remoção estatisticamente superior (p<0,05) quando ������� �������������������������������������������������� comparado aos demais, sendo o mesmo observado para os implantes LMS quando comparados aos MS. Após 12 semanas, os implantes HA e LMS foram estatisticamente superiores aos implantes MS. Por outro lado, a análise do contato osso-implante mostrou que na região cortical, os implantes LMS e HA foram estatisticamente superiores ao MS para todos os períodos de cicatrização, sem diferença estatística entre LMS e HA. A análise histomorfométrica mostrou que, quando comparados na região endosteal, os implantes LMS e HA foram estatisticamente superiores ao MS no período inicial de cicatrização. Embora os implantes LMS e HA não apresentassem diferenças estatísticas entre eles, uma tendência de maiores valores de BIC% para HA na região endosteal foi observada em todos os períodos do estudo.Os resultados deste estudo mostram que apesar de não haver diferença estatística quanto ao BIC% dos implantes LMS e HA, os resultados histométricos da região endosteal sugerem a existência de diferenças nas características do tecido ósseo em contato com os implantes HA e no mecanismo de adesão osso-implante, resultando em uma maior retenção dos implantes HA. Palavras –chave: Implante dentário endoósseo, osseointegração, torque, lasers, materiais biocompatíveis. Faeda RS. Osseointegration of titanium implants with surface modification by laser ablation and biomimetic hydroxyapatite coating. Biomechanical and Histomorphometrical study in rabbits tibia [tese Doutorado]. Araraquara: Faculdade de Odontologia da UNESP; 2010. Abstract Purpose: Considering the great biological potential of the association between laser ablation and hydroxyapatite thin layer coatings to create an interesting bioactive environment on titanium dental implants, the aim of the present study was to investigate, by histomorphometrical and removal torque analysis, the histological effects of a surface treatment created by laser-ablation (Nd:YAG) and, later, thin deposition of HA particles by a chemical process compared to implants with only laser-ablation and implants with machined surfaces. Materials and Methods: Forty-eight rabbits received two implant by tibiae of the following surfaces: Machined surface (MS), laser-modified surface (LMS) and biomimetic hydroxiapatite coated surface (HA). After 4, 8 and 12 weeks of healing, one implant was exposed, and the needed force to unscrew measured using an analogical torque gauge. The other implant and surrounding bone was removed and prepared by a calcified histological process. The percentage of bone-to-implant contact (BIC) and the bone area formed between the threads (BBT) were evaluated separately to the cortical and endosteal region. Results: The difference was statistically significant (P < .05) between the LMS- MS and HA-MS surfaces in all periods of evaluation, and between LMS-HA to 4 and 8 weeks of healing. The surface characterization showed a deep, rough, and ��������� � regular topography provided by the laser conditioning, that was followed by the HA coating. Average BIC percentage in the cortical region was significantly higher (P<0.001) on the LMS and HA implants, compared with MS ones for all periods of healing, having no statistical differences between LMS and HA. When compared in the endosteal area, the LMS and HA implants showed statistically higher (P<0.01) BIC percentage values than MS at the initial periods of healing (LMS after 4 weeks and HA after 4 and 8 weeks, respectively). The LMS and HA implants showed similar mean values in all evaluated periods in the cortical region, but a tendency of higher mean values for HA in the endosteal region was observed in all periods of the study. For the BBT% in the cortical region, HA implants were significantly superior to SU (P<0.05) after 4 weeks of implantation, and in the endosteal area, the HA was superior to the SU implants (P<0.05) only after 12 weeks of healing, having no differences for the other comparisons and periods. The surface characterization showed a deep, rough and regular topography provided by the laser conditioning, that was followed by the HA coating. Conclusions: Based on these results, it was possible to conclude that the HA biomimetic coating with previous laser surface modification have the potential to induce the contact of osteogenesis and allows for the formation of a more stable bone-implant interface, even in earlier periods, increasing the bone retention. Keywords: Dental implantation, endosseous, osseointegration, torque, lasers, biocompatible materials. 1 INTRODUÇÃO O tratamento com implantes apresenta um alto índice de sucesso (>90%) quando bem indicado, o que tem estimulado seu uso em condições cada vez mais desafiadoras4. Os protocolos de carga imediata e precoce, colocação de implantes curtos em regiões de rebordo atrófico e instalação de implantes em pacientes com déficit na cicatrização por diferentes fatores (diabetes, deficiências metabólicas, osteoporose, radioterapia etc.), fazem cada vez mais, parte da rotina de atendimento da implantodontia, no entanto, são condições que exigem ao máximo um bom desempenho dos mecanismos envolvidos no processo de osseointegração21. Considerando que a superfície é a primeira parte do implante a interagir com o organismo, os métodos para aumentar a biocompatibilidade e osteocondutividade dos implantes têm sido extensivamente estudados1. As características das superfícies têm papel fundamental nos estágios iniciais da osseointegração. Sabe-se que a modificação da macro, micro e nanotopografia, altera as respostas biomoleculares e celular in vitro, bem como as respostas dos tecidos moles e ósseo em vivo8,22. Diversos estudos demonstram um aumento da afinidade de osteoblastos e formação óssea mais rápida em contato com superfícies rugosas, em comparação a superfícies consideradas lisas19,54. Dessa forma, diferentes métodos para modificação química e da textura da superfície dos implantes foram desenvolvidos (plasma spray de titânio17,29 �������� � � ��� e de hidroxiapatita24,50, condicionamento ácido24,51, condicionamento ácido associado a jateamento por AlO2 ou TiO29-10, e ablação por laser12,18) e têm apresentado resultados positivos quanto ao contato-osso implante e as propriedades mecânicas do tecido ósseo peri-implantar2-3. Quanto aos métodos de modificação química da superfície, estudos da área básica e clínicos demonstram que os implantes recobertos por CaP possuem uma alta afinidade com o tecido ósseo, apresentando um mecanismo de oseointegração descrito como 'bone- bonding' (adesão química)2,10,18,38. Essa camada cerâmica, quando em contato com o tecido vivo, sofre dissolução superficial induzida por atividade celular, liberando no meio extracelular íons Ca e P. Em acréscimo aos íons Ca e P, outros íons como Mg, Na e Co3, presentes no fluido corpóreo, se incorporam aos microcristais de HA, formando uma forte interação com os cristais da superfície do biomaterial. Essa ação origina uma supersaturação do meio ao redor do implante levando à precipitação, ou seja, a mineralização da matriz extracelular promovendo a formação óssea48. Do ponto de vista comercial, o método mais utilizado para recobrimento da superfície de titânio por CaP tem sido o plasma-spray de hidroxiapatita (HA). Este método de recobrimento tem sido utilizado desde meados dos anos 80, apresentando excelente índice de osseointegração, no entanto, diversos estudos têm apontado falhas na integridade do recobrimento, tais como trincas, falhas de adesão ao implante, porosidade excessiva e solubilização46-47. Com a intenção de aproveitar os benefícios biológicos dos revestimentos a base de CaP, �������� � � ��� diferentes metodologias para recobrimento têm sido desenvolvidas (pulverização, sol-gel, deposição eletroforética e precipitação biomimética)21. A deposição biomimética da hidroxiapatita à superfície, permite o controle da espessura do recobrimento e potencialização da adesão ao substrato metálico3,27,37-38. A forte adesão osso-implante, mediada pela camada de hidroxoapatita, exige uma ligação química confiável entre o recobrimento e a superfície do implante. Uma das maneiras de se propiciar essa ligação físico- química, é o preparo prévio da superfície por ablação a laser34. O feixe de laser aumenta a temperatura da superfície do titânio até o ponto de fusão seguido de um rápido resfriamento, resultando em uma microestrutura complexa, com grande aumento de dureza, resistência à corrosão, alto grau de pureza, e formação de uma camada de óxido de titânio espessa e regular12,18. O TiO2 formado na superfície do Ti cp torna viável a criação de uma forte adesão da camada de apatite ao implante, devido à grade afinidade entre o TiO2 e a HA 23. Dessa forma, por meio de um processo bioquímico envolvendo o TiO2 e os íons de Ca e P, torna-se possível a obtenção uma camada de revestimento estável de hidroxiapatita fortemente ligada a superfície do implante de titânio, com potencial para uso clínico15,48.�� Modificações de superfície de implantes e a osseointegração: Revisão de Literatura INTRODUÇÃO As características químicas dos implantes diferem de acordo com a composição do titânio utilizado e o tratamento de superfície. A composição química e a carga iônica estão intimamente relacionadas à absorção de proteínas e fixação das células. Os implantes são constituídos por titânio comercialmente puro ou variações de ligas. O titânio comercialmente puro (Ti cp) tem vários graus de pureza (Graduada de I a IV), diferenciando-se pelo teor de oxigênio, carbono e ferro, o que reflete nas propriedades mecânicas de cada um. Ligas de titânio são geralmente compostas por Ti6Al4V (liga de titânio grau V), tendo maior resistência mecânica que o Ti cp. (1) As características da superfície dos implantes de titânio também estão relacionadas à sua hidrofilia. Atualmente, estudos têm demonstrado resultados favoráveis às superfícies hidrofílicas em relação às hidrofóbicas, tendo em vista o favorecimento nas interações com fluidos biológicos, células e tecidos. (2-3) Muito tem se estudado sobre os fatores que contribuem para a formação e adaptação óssea ao redor dos implantes, como os fatores de crescimento, biomoléculas sinalizadoras e a tecnologia de superfície. As características de superfície dos implantes influenciam significativamente a formação e manutenção do tecido ósseo em contato. (4) Diferentes autores têm demonstrado que os níveis de osseointegração estão relacionados com o grau de rugosidade de superfície. O aumento da rugosidade superficial favorece a interação mecânica entre as �������� �� ���� ��� � � � � ��� macromoléculas da superfície do implante e o osso, o que resulta em um aumento na resistência à compressão, tensão e cisalhamento. A rugosidade superficial, correlacionada a uma alta energia de superfície, também estimula uma osseointegração mais rápida e forte pelo fato de as biomoléculas teciduais se adaptarem mais firmemente à superfície do implante (5). Susuki et al. (1997) avaliaram a atividade de remodelamento ósseo em implantes de titânio com diferentes rugosidades de superfície. A análise histomorfométrica mostrou que o volume ósseo e o contato direto osso-implante foi maior para os rugosos que para os usinados após 42 semanas de implantação. O contrário se observou em relação ao grau de remodelação na superfície óssea de contato, a qual se mostrou menor nos implantes rugosos que nos usinados após 6 semanas de implantação, não havendo diferença após esse período. Segundo os autores, o maior volume ósseo nos implantes de superfície rugosa é devido à menor atividade de remodelação nos estágios iniciais após a implantação, quando comparados aos implantes usinados, sendo portanto a rugosidade do titânio um dos fatores que ajudam a determinar o balanço entre a formação e reabsorção óssea durante o processo de remodelação na interface osso-implante.(6) Cooper (2000) realizou uma revisão de literatura pela qual encontrou que pelo menos cinco fatores são atribuídos ao aumento da rugosidade superficial: (1) aumento da superfície de contato osso-implante, (2) favorecimento da adesão celular à superfície, (3) aumento da quantidade óssea em contato com a superfície, (4) aumento da interação biomecânica do implante com o osso, e (5) inflamação da mucosa peri-implantar se a superfície rugosa for exposta ao meio bucal.(7) �������� �� ���� ��� � � � � ��� Desde que foi observado que a alteração das características de superfície exerce significante influência sobre interface osso-implante, várias estratégias têm sido empregadas para modificar a textura e então aumentar a área da superfície do implante, com o objetivo de potencializar a reação entre o osso e o implante. Atualmente, estudos têm apontado para atuação na superfície dos implantes em nível nanométrico, se mostrando como forte tendência na evolução dos implantes. As características da superfície dos implantes de titânio podem ser modificadas por métodos de adição (plasma spray de titânio, plasma spray de HA) para aumentar a área de superfície e proporcionar uma macrotopografia mais complexa, e por métodos de subtração (jateamento, ataque ácido, oxidação anódica e tratamento por laser) os quais têm sido utilizados para aumentar a área da superfície alterando a micro-topografia, ou textura, da superfície.(8) Esta revisão tem por objetivo descrever os métodos de modificação de superfície mais utilizados até o momento para a potencialização do processo de osseointegração dos implantes de titânio, bem como os diferentes métodos em estudo no momento, que surgem com resultados promissores e possibilidade de aplicação na implantodontia em um futuro próximo . 1. Modificação por Plasma-Spray de Titânio (TPS) O método de plasma-spray de titânio consiste na injeção de pó de titânio em uma chama de plasma em alta temperatura, dessa forma, as partículas são projetadas sobre a superfície dos implantes, onde condensam e se fundem, formando uma camada que varia de 40-50 �m de espessura. (9) �������� �� ���� ��� � � � � ��� Os resultados dos estudos que investigam os possíveis benefícios da superfícies TPS chegaram a diferentes conclusões. Em três estudos em animal realizados por Vercaigne et al. (1998), não foi observada correlação entre a rugosidade da superfície e a incorporação do implante. Foram testados implantes com recobrimento por TPS de diferentes rugosidades (Ra) variando entre 16 e 40 �m. Implantes jateados com Al2O3 (Ra 4.7 �m) foram utilizados como controle. Após 3 meses de implantação, não foram encontradas diferenças no contato osso-implante e na força de arrancamento, sendo os resultados relacionados ao alto grau de rugosidade, podendo não ter exercido o benefício adicional esperado.(10-12) Outros estudos no entanto, observaram a superfície TPS melhor integradas ao osso quando comparadas à implantes mais lisos. Gotfredsen et al. (2000) comparou implantes usinados (Ra 0,37 �m), jateados por TiO2 de três diferentes rugosidades (Ra 1,05, 1,16 e 1,45�m) e superfície TPS (Ra3,54 �m). Os implantes foram inseridos em tíbia de coelho e avaliados em 6, 9 e 12 semanas. Implantes TPS e jateados, apresentaram torque de remoção significativamente maior do que os implantes usinados.(13) Suzuki et al. (1997) comparou implantes de superfície TPS (Ra 0,7 �m) e usinada (Ra 4�m). Foi encontrado maior contato ósseo com a superfície de implantes TPS em relação aos implantes de superfície usinada. Os autores sugerem que os resultados encontrados estão relacionados a um menor grau de remodelação ao redor dos implantes rugosos comparados aos de superfície usinada.(6) Em estudo clínico, Ledermann et al., relataram um caso de análise histológica de quatro implantes de plasma spray de titânio (TPS) após 12 anos �������� �� ���� ��� � � � � ��� de carga funcional em um paciente de 95 anos. Após a implantação, os implantes foram conectados à uma barra que suportava uma overdenture. A análise histológica dos implantes revelou excelente osseointegração tanto no osso cortical quanto no medular. Pela análise histomorfométrica, foi observado contato osso-implante variando entre 70% a 80%, sendo que próximo à superfície dos implantes, havia sinais de remodelamento. Os autores concluíram que os implantes de TPS possibilitam o carregamento imediato, com sucesso satisfatório a longo prazo.(14). Contrariamente, outros estudos clínicos consideram que a superfície TPS tem sido relacionada a uma maior reabsorção óssea do que outras superfície com rugosidade mínima ou moderada. (15-18) Atualmente, há um consenso sobre as vantagens clínicas na utilização de implantes com superfície moderadamente rugosa (na escala micrométrica) ao invés de usar implantes com superfície de plasma-spray de titânio.(9, 19) 2. Modificação por Plasma Spray de Hidroxyapatita (HA) Do ponto de vista comercial, o método mais utilizado para o recobrimento de implantes de titânio por CaP tem sido o plasma-spray de Hidroxiapatita. O recobrimento por hidroxiapatita (HA), tem sido utilizado desde meados da década de 1980 (16), apresentando propriedades biológicas interessantes.(20- 21) Torensma et al. (2003), avaliaram a seletividade de células do estroma do osso medular, pelos implantes revestidos por HA. Os autores observaram que a HA é seletiva no recrutamento das células do osso medular, explicando as diferenças encontradas in vivo para esse recobrimento quando comparada ao titânio e que, essa seletividade celular trás vantagens nos casos em que uma �������� �� ���� ��� � � � � ��� ampla variedade de células é capaz de aderir ao implante, porém com baixa efetividade no processo de osseointegração.(22) Uehara et al. (2004), relataram um caso de evidencia histológica da osseointegração em 2 implantes removidos de um paciente que sofreu fratura do parafuso e conexão em acidente automobilístico. A análise revelou que um tecido ósseo denso estava em íntimo contato com a superfície do implante de HA, e que o espaço entre as espiras do implante estava preenchido por osso mineralizado. Os autores concluíram que evidências histológicas mostraram um alto grau de osseointegração nos dois implantes dentais recobertos por HA após carga funcional de 18 meses.(23) Apesar do tratamento de pacientes com implantes recobertos por HA estar bem estabelecido, sua previsibilidade clínica ainda continua controversa. De acordo com levantamento feito por Biesbrock e Edgerton, estudos clínicos sugerem que os implantes recobertos por HA possuem uma taxa de sobrevivência pequena a curto prazo (variando de 6 meses a 6 anos) quando comparadas aos implantes com superfície de titânio, tendo como principais problemas a facilitação da adesão bacteriana, fratura do recobrimento e dissolução da HA. Por outro lado, os resultados clínicos demonstram que os implantes recobertos por HA podem ser utilizados como uma alternativa interessante em condições específicas como: (1) em osso tipo IV, (2) em sítios de extração imediata, (3) em enxertos maxilares e/ou de seio nasal, ou (4) quando necessário utilizar implantes curtos (menor ou igual a 10mm). Mas apesar disso, os autores relatam que estudos a longo prazo são necessários para validar essas observações.(24) �������� �� ���� ��� � � � � ��� Gotfredsen et al., avaliaram histométrica e biomecanicamente a ancoragem de implantes jateados com TiO2, recobertos por HA e usinados instalados nas tíbias de coelhos. Os autores relataram que pela análise histológica foi observado que a HA se mostrava frequentemente fraturada na porção inferior das espiras, e que em 12 semanas a quantidade de HA presente na superfície era menor que em 3 semanas de implantação, sugerindo sua biodegradação.(25) Piattelli et al. avaliaram o comportamento de implantes de titânio revestidos por HA através da análise das fosfatases alcalina (ACP ) e ácida. Quando observada após 6 meses, em várias áreas em contato com o espaço medular, a HA estava completamente reabsorvida. Os resultados histológicos e histoquímicos apontaram dois tipos de células ACP positivas: multinucleadas, frequentemente em processo de fagocitose de partículas de HA, e mononucleares, com morfologia similar à osteoclastos. Os autores concluíram que as áreas onde a HA estava completamente reabsorvida não estavam recobertas por osso, e que este fato estaria relacionado à presença de células mononucleadas, semelhantes à osteoclastos, no espaço medular, sendo estas responsáveis pela falta de osso nessas regiões. (26) A baixa confiabilidade a longo prazo, tem motivado a busca por diferentes metodologias de recobrimento biotaivo da superfície de implantes, sendo alguns destes descritos adiante. 3. Modificação por Jateamento Outra abordagem para a rugosidade da superfície de titânio consiste no jateamento de implantes com duras partículas cerâmicas ou de titânio. As �������� �� ���� ��� � � � � ��� partículas são projetadas em alta velocidade por meio de ar comprimido. Dependendo do tamanho das partículas, diferentes rugosidades de superfície podem ser produzidas em implantes de titânio. O material de jateamento deve ser quimicamente estável, biocompatível e não deve prejudicar a osseointegração dos implantes. Várias partículas têm sido utilizadas, tais como alumina, óxido de titânio e partículas de fosfato de cálcio.(27-28) Alguns estudos de superfícies jateadas encontraram indicações de uma ótima rugosidade. Wennerberg et al. (1995, 1996, 1997, 1998) comparou superfícies jateadas de diferentes rugosidades (Sa 0,6-2,1 �m) com implantes de superfície usinada. As superfícies jateadas apresentaram uma resposta óssea mais intensa do que os implantes usinados, após até 1 ano de implantação em osso de coelho. A resposta óssea mais evidente, em termos de pico de torque de remoção e contato osso-implante, foi encontrada pela superfície jateada com valor de Sa 1,5 �m, apresentando aumento na área de superfície de 50%.(29- 35) Duyck et al. (2007) Comparou implantes usinados (Ra de 0,45) com implantes jateados (Ra 2,75 µm). Os autores demonstraram que o carregamento dos implantes não afetou a formação óssea nas diferentes superfícies, mas que um efeito de estimulação pode ser observado no tecido ósseo ao redor dos implantes rugosos.(36) Buser et al. (1991), avaliaram a influência de seis diferentes superfícies (eletropolida – E, jateadas com partículas médias e condicionadas por ácido – SMP, jateadas com partículas grandes – SL, jateadas com partículas grandes e condicionadas por ácido – SLA, plasma spray de titânio – TPS e plasma spray de hidroxiapatita – HA) instaladas na metáfise tibial e fêmur de mini pigs. As �������� �� ���� ��� � � � � � � maiores porcentagens de contato osso-implante foram observadas nas superfícies SLA (50-60%) e HA (60-70%). Apesar disso, o recobrimento de HA mostrou sinais consistentes de reabsorção. A porcentagem de BIC da HA só não foi estatisticamente maior em relação à SLA, a qual não teve BIC% estatisticamente superior à TPS. A superfície TPS só não teve diferença significante de BIC% em relação à superfície SL. As superfícies SL, SMP e E, não apresentaram diferenças estatisticamente significantes de BIC% entre si. Segundo os autores, as superfícies SLA e HA foram as mais promissoras.(9) Em um estudo prospectivo de 5 anos, Wennström et al. (2004) compararam implantes Astra Tech com superfícies usinadas e jateadas por TiO2 em pacientes suscetíveis a periodontite. Eles obtiveram mínima perda óssea para as superfícies modificadas, sem diferenças entre elas.(37). Karlsson et al. (1998) compararam implantes TiOBlast da Astra Tech com implantes usinados da Astra Tech e não encontraram nenhuma diferença na taxa de sobrevivência ou na perda de osso marginal após 2 anos de carregamento.(38) Implantes jateados por TiO2 foram avaliados por até 3 anos (média de seguimento de 2,3 anos) em um estudo publicado por Warren et al. (2002). Este estudo retrospectivo incluiu 102 implantes instalados em 48 pacientes. A reabsorção óssea marginal de <1 mm foi encontrada, sendo inferior à esperada.(39) 4. Modificação por ataque ácido O titânio é um metal resistente à corrosão, no entanto alguns ácidos podem ser usados para criar porosidades removendo uma pequena quantidade �������� �� ���� ��� � � � � � � de material, modificando assim a superfície por subtração. Ácidos como HCl, H2SO4 e HF são exemplos de agentes químicos freqüentemente utilizados para o condicionamento do titânio. A técnica de ataque ácido tem sido avaliada em vários estudos. Implantes usinados da Nobel Biocare, foram comparados com implantes modificados por duplo ataque ácido OSSEOTITE (3i Implant Innovations) em um estudo clínico retrospectivo realizado por Al-Nawas et al. (2007). Após 49 meses, não houve diferença significativa na taxa de sobrevida. No entanto, para os pacientes tratados com uso de biomateriais, a quantidade de implantes usinados perdidos foi maior do que os implantes com superfície tratada por duplo ataque ácido.(40) Khang et al. (2001) compararam implantes usinados e modificados por duplo ataque ácido. Noventa e sete pacientes e 432 implantes foram incluídos no estudo. Após 36 meses de implantação, o índice de sucesso obtido foi de 95% para os implantes com duplo ataque ácido e 86,7% para os implantes usinados, com diferença estatística correlacionada às características da superfície.(5). Em 2002, Vernino et al. avaliaram o efeito da carga precoce de implantes condicionados por ácido (Osseotite®) implantados em macacos. Os autores observaram que a redução no tempo de cicatrização de 2 para 1 mês, não afetou estatisticamente a quantidade de tecido ósseo na interface osso-implante, e que esse sucesso provavelmente deve-se à aceleração do processo de cicatrização decorrente da utilização de implantes com superfície tratada por duplo ataque ácido (Osseotite®).(41) Trisi et al. (2003), avaliaram o contato osso-implante (BIC) de implantes com duplo condicionamento ácido e usinados, após 2 meses de osseointegração �������� �� ���� ��� � � � � ��� na região posterior de maxila. O tecido ósseo ao redor da superfície condicionada por ácido se apresentou lamelar, com o osso trabecular se projetando dentro e entre as espiras. No lado usinado, o osso se apresentou normalmente em contato com a ponta das espiras. Baseados nos resultados histomorfométricos, os autores concluíram que, após 2 meses de cicatrização na maxila posterior, os implantes condicionados por duplo ataque ácido são capazes de receber carga funcional.(42) Em 2003, Stach e Kohles avaliaram, por Meta - Análise, o índice de sucesso de implantes usinados e condicionados por duplo ataque ácido (Osseotite®). Os dados derivados de dezoito estudos prospectivos e multicentro, mostraram que a qualidade óssea parece ter grande impacto sobre os implantes usinados, sendo que o mesmo efeito não é observado para os implantes Osseotite, sendo portanto uma vantagem no sucesso a longo prazo em áreas de baixa qualidade óssea. (43) Veis et al. (2004), avaliaram histologicamente a porcentagem do contato osso implante (BIC%) da superfície Osseotite® e usinada em área enxerto ósseo autógeno particulado. Os implantes Osseotite foram estatisticamente superiores aos usinados tanto na região regenerada (p= 0,000004) como no osso basal (p = 0,0043), sendo seu uso considerado clinicamente relevante para os casos de implantação imediata ou em áreas de extração.(44) 5. Modificação pela combinação de Jateamento e Ataque Ácido A combinação de jateamento e condicionamento tem sido uma técnica de modificação de superfície bastante utilizada na ultima década. A razão para a combinação dos métodos, está no fato de que o processo de jateamento, �������� �� ���� ��� � � � � ��� hipoteticamente, propicia uma rugosidade ideal para fixação mecânica enquanto o condicionamento ácido suaviza alguns picos agudos além de adicionar um perfil de alta freqüência na superfície com potencial interessante para a adesão de proteínas, consideradas importantes para os estágios iniciais da neoformação óssea. O primeiro estudo in vivo foi publicado por Buser et al. (1991). Eles compararam superfícies eletropolida, jateadas com condicionamento ácido (SLA) e implantes recobertos por HA com valores de Ra variando de 0,6 a 50 mm. As superfícis com jateamento+ ácido, demonstram maior quantidade de contato osso-implante, embora não tenha sido a mais rugosa.(9) Em um estudo posterior, Buser et al. (1998, 1999) compararam implantes usinados(Ra 0,15�m), duplo ataque ácido(Ra 1,3�m) e TPS (Ra 3.1 �m) com implantes tratados por jateamento + ataque ácido (Ra 2�m), instalados em suínos. O torque de remoção foi significativamente maior para os implantes jateados + ácido. A interpretação dos resultados indica que uma rugosidade ótima existe para as superfícies jateadas + ataque ácido ou que a micro rugosidade adicional à superfície pode ser mais importante que a variação na intensidade da rugosidade. (45-46) Szmukler-Moncler et al. (2004) compararam implantes jateados+ácido (SLA) e usinados+ ataque ácido,com a intenção de se avaliar a influência do jateamento prévio ao ataque ácido. Após 10 semanas de implantação em suínos, foi observado um torque de remoção significativamente maior para os SLA. A rugosidade superficial mensurada foi de Ra de 0,90 �m para os implantes usinados+ ataque ácido e de Ra de 1,53 �m para SLA, sendo este fator considerado o responsável pela diferença nos resultados obtidos. (47) Por outro lado, Kawahara et al. (2006), não encontraram diferenças quanto à �������� �� ���� ��� � � � � ��� migração celular, entre superfícies modificadas por ataque ácido (Ra 0,4 �m) e jateadas+ ataque ácido (Ra 2 �m).(48-49). Micro-implantes usinados (Ra 0.3 �m) e jateados + ataque ácido (Ra 0.7 �m) foram avaliados em humanos por Grassi et al. (2006). Após 2 meses de implantação (sem carregamento) os implantes com superfície jateada + ataque ácido apresentaram estatisticamente maior contato osso-implante que os usinados.(50) Tendências recentes têm sugerido para mudanças no perfil de hidrofilia da superfície SLA. Buser et al. (2004) utilizaram implantes com superfície jateada + ataque ácido (Sa 1,16 �m) comparando a implantes com a mesma superfície mas que, além disso, foram submersos em NaCl (Sa 1,16 �m). Maior contato osso-implante foi encontrado após 2 e 4 semanas, em minipigs, na superfície hidrofílica. Após 8 semanas, nenhuma diferença foi ser observada.(2) 6. Modificação por Oxidação Anódica Todos os implantes de titânio têm uma camada de óxido nativa, mas implantes oxidados são preparados com uma camada de óxido mais espessa, normalmente obtida por tratamento térmico ou com o implante colocado como um ânodo em uma célula galvânica com um eletrólito adequado. Depois de passar corrente através da célula galvânica, a superfície de óxido cresce a partir do estado original com espessura de cerca de 5 nm atingindo 1 µm ou mais. Uma correlação positiva entre a variação na espessura e o aumento na incorporação do implante e foi encontrado por Choi et al. (2006), quando investigaram implantes anodizados preparados em diferentes tensões. Implante anodizado com 500 V tinha um Ra de 5,2 �m, preparado com 550 V tinha um Ra �������� �� ���� ��� � � � � ��� de 3,8 �m, 300 V tinha um Ra de 0,8 �m e 400 V um Ra de 1,7 �m . Os autores observaram maior torque de remoção e maior contato osso-implante para os implantes preparados com voltagem de 500-550V, em comparação com 300 e 400 V.(51) Sul et al. (2001, 2002, 2005, 2006)(52-57) e Sul (2003)(58) investigaram, em uma série de estudos, a influência da química de superfície em relação aos processos de oxidação utilizando diferentes ácidos como eletrólitos, a fim de aumentar a biotividade da superfície. Eletrólitos contendo P, S, Ca e Mg, alteraram a composição química e a topografia. Implantes usinados foram utilizados como controle. Os implantes quimicamente modificados demonstraram maior torque de remoção e maior contato osso-implante do que os controles, especialmente as superfícies reforçadas por Ca e Mg mostraram osseointegração significativamente maior. Zechner et al. em 2003, compararam as características histológicas e histomorfométricas da cicatrização óssea de implantes com superfície modificada por oxidação anódica, usinadas e recobertas por HA, em mini-pigs. Os autores observaram que os implantes com superfície anodizada possuem propriedades capazes de proporcionar resultados similares aos implantes revestidos por HA, em regiões de osso tipo II a IV, porém sem reações adversas na interface osso-implante.(59) Sul et al. (2006) compararam implantes oxidados-Mg com implantes modificados por duplo ataque ácido (OSSEOTITE, 3i, Implant Innovation) e outro implante oxidado (TiUnite, NobelBiocare). Depois de 3 e 6 semanas de implantação em coelhos, os implantes oxidados Mg demonstraram significativamente maior torque de remoção e contato osso-implante que os �������� �� ���� ��� � � � � ��� OSSEOTITE, mas não houve diferença estatistica quando comparada com TiUnite. (53) Sul (2009) também avaliou a superfície oxidada e reforçada com Mg, comparando-a a superfície jateada e usinada. A superfície reforçada por Mg demonstrou maior torque de remoção do que os implantes usinados após 3 e 6 semanas, enquanto os implantes jateados foram superiores apenas após 6 semanas em comparação aos controles.(60) Huang et al. (2005), avaliaram a formação óssea local e a osseointegração em implantes com superfície de óxido de titânio (TiUnite™) em osso tipo IV da maxila de macacos. Segundo os autores, os resultados sugeriram que a superfície de óxido de titânio (TiUnite™) possui característica osteocondutiva com potencial de promover um alto grau de osseointegração em osso tipo IV.(61) Rocci et al. (2003) compararam implantes de mesmo design (Nobel Biocare, Göteborg, Suécia) com superfície usinada Brånemark e TiUnite, uma comparação interessante, tendo em vista que este é um dos poucos estudos comparando diferentes superfícies, em que o desenho de implante foi o mesmo. Avaliados em protocolo de carga imediata, os autores encontraram uma taxa de sucesso significativamente maior para os implantes TiUnite em comparação aos usinados.(62) Em um estudo recentemente publicado por Friberg & Jemt (2008), a superfície TiUnite mostrou uma taxa de sobrevivência significativamente maior quando comparado com os implantes usinados Brånemark, em casos de um estágio cirúrgico com 1 ano de acompanhamento.(63) �������� �� ���� ��� � � � � ��� 7. Modificação por Ablação à Laser A tecnologia de ablação por laser para preparação de superfícies possui diversas aplicações industriais. Este processo resulta na criação de microestrutura na superfície do titânio com considerável aumento na dureza, a resistência à corrosão, um padrão de rugosidade com alto grau de pureza e camada de óxido mais espessa. (64-65) Estudos in vivo e in vitro, avaliaram o comportamento biológico dos implantes modificados por laser. Soboyejo et al.(66) verificaram a resposta celular a substratos de titânio condicionados por laser, e observaram que as estrias criadas pelo feixe de laser orientaram a adesão de células osteoprogenitoras e inibiram a migração e crescimento de fibroblastos. Frenkel et al.(67) analisaram o efeito da ablação a laser em câmara de titânio simulando uma resposta óssea ao redor de implantes ortopédicos intramedulares e concluíram que este tratamento de superfície pode induzir um rápido crescimento ósseo e a formação de uma interface osso-implante resistente contribuindo para a longevidade do implante. O mesmo foi encontrado por Li et al.(68) por meio de histologia e teste de arrancamento, sendo observado que a formação óssea nas ranhuras criadas pela ablação a laser aumentou a retenção dos implantes. Karacs et al.(69) compararam o torque de remoção de implantes usinados, jateados e jateados com posterior ablação a laser da superfície. Eles observaram que o tratamento com laser depois do jateamento aumentou em quase 50% do torque de remoção. Hallgren et al.(70), usando laser de Nd: YAG, encontram um percentual de contato osso-implante de 40% para os implantes modificados por laser e 32% �������� �� ���� ��� � � � � ��� para os usinados. O teste de torque de remoção apresentou um valor médio de 52 Ncm para os implantes tratados com laser e 35 Ncm para os implantes usinados, após 12 semanas de implantação. Este resultado foi semelhante ao observado no estudo de Faeda et al. (71) no qual foram comparados implantes usinados e modificados por laser instalados em tíbia de coelhos, sendo observada por torque de remoção a superioridade dos implantes modificados por laser após os períodos de analise de 4, 8 e 12 semanas de implantação. Comportamento semelhante foi encontrado por Cho e Jung.(72) Eles compararam, pelo teste de torque de remoção, implantes usinados e com superfície modificada por laser após 8 semanas de implantação. O valor do torque de remoção foi de 23,58 ± 3,71 Ncm para os implantes usinados e 62,57 ± 10,44 Ncm para os implantes modificados por laser. Avaliando em humanos a superfície modificada por ablação a laser, Shibli et al. (73) instalaram em maxila posterior (osso tipo IV) micro-implantes usinados, jateados com ataque ácido e modificados por laser. Após 8 semanas de implantação, foi observada por histometria a superioridade estatística dos implantes jateados+ácido e modificados por laser quando comparados aos usinados, não havendo diferença entre os modificados por laser e jateados com posterior ataque ácido. 8. Tendências futuras para modificação das superfícies dos implantes Alguns conceitos e técnicas abordadas em estudos recentes, devem ser consideradas a fim de melhorar, tanto a curto quanto a longo prazo a osseointegração de implantes de titânio. Estas dizem respeito a tendências futuras nas modificações da rugosidade da superfície em escala nanométrica �������� �� ���� ��� � � � � ��� para promover a absorção de proteínas e adesão celular, revestimentos biomiméticos a base de fosfato de cálcio para melhorar osteocondução e a incorporação de medicamentos capazes de acelerar o processo de cicatrização óssea na área peri-implantar. 8.1 Rugosidade de superfície em nível nanométrico Atualmente, a nano-tecnologia tem se mostrado com grande potencial para a área biológica, possibilitando atuar no mecanismo de interação entre os biomateriais e tecidos. Os eventos que se iniciam após a inserção dos implantes, são em parte ditados pelas biomoléculas que interagem com a superfície do material.(74) Atualmente, a maioria dos implantes comercializados são moderadamente rugosos na escala micrométrica(75); no entanto, pouca atenção tem sido dada à análise de implantes com superfície nanométrica. A influencia, in vitro, da nanoestrutura na ativação celular tem sido demonstrada com diferentes tipos celulares(76), o que indica que a nanotopografia de superfície pode modular a formação tecidual inicial. (77) Estudos experimentais in vitro (78-79) têm demonstrado que a adesão de células osteoblásticas foi maior em estruturas de escala submicrométrica mas não em superfícies lisas. Uma filopodia melhor desenvolvida foi observada na adesão inicial das células osteoblásticas sobre superfície nanométrica. Estas estruturas nanômétricas também podem orientar as células por meio de adesão seletiva dos osteoblastos à superfície do implante. Este processo de adesão seletiva pode resultar na melhoria da cicatrização inicial em torno do implante. �������� �� ���� ��� � � � � � � Até então, são poucos implantes de uso clínico que têm utilizado superfície modificada em escala nanométrica para melhorar a resposta óssea, dentre estes o OsseoSpeed (Astra Tech AB). OsseoSpeed (50-100 nm) possui superfície criada por jateamento de óxido de titânio, seguido por modificação química da superfície por tratamento com ácido fluorídrico.(80-81) Ellingsen et al. (2004) compararam implantes com superfície jateadas por óxido de titânio, a implantes jateados e condicionados com ácido fluorídrico. Eles mostraram que, após 3 meses, os valores de torque de remoção e contato osso implante foram significativamente mais elevados para a superfície modificada por ácido fluorídrico após 1 mês, bem como 3 meses de implantação. Com base nos dados biomecânicos e histomorfométricos os autores concluíram que os implantes tratados com ácido fluorídrico conseguiram uma maior integração ao osso nos períodos iniciais de cicatrização, quando comparados aos implantes de titânio modificados somente por jateamento.(82) Resultados similares foram encontrados em um estudo de Cooper et al. ( 2006) em tíbia de rato. Neste estudo, implantes jateados por óxido de titânio foram comparados com os implantes que além do jateamento, foram condicionados por ácido fluorídrico. Após 21 dias de implantação, significativamente maior porcentagens de contato osso-implante foi observado nos implantes modificados por ácido fluorídrico. Com base nos dados histomorfométricos, os autores concluíram que os implantes com superfície trata por ácido fluorídrico resultou em osseocondução na interface osso-implante, com maior formação óssea em período inicial de cicatrização.(81) A nanotecnologia tem provado ser um caminho de sucesso para acrescentar conhecimento no campo de produção e caracterização de �������� �� ���� ��� � � � � � � nanoestruturas da interface tecido-implante. Assim, a implementação de nanoestruturas específicas à superfície do implante pode representar uma alternativa para melhorar a taxa de sucesso dos implantes dentários em casos desfavoráveis e uma maneira de aumentar o conhecimento sobre o fenômeno da osseointegração. 8.2 Recobrimento químico dos implantes por fosfato de cálcio Do ponto de vista comercial, o método de recobrimento de implantes por CaP mais utilizado até então é o plasma-spray de hidroxiapatita. Apesar do excelente potencial de osseointegração, este recobrimento apresenta baixa estabilidade, o que compromete seu resultado a longo prazo. Com a intenção de utilizar os benefícios biológicos dos recobrimentos por CaP, mas de maneira mais estável e previsível, diferentes métodos de deposição têm sido propostos na última década, entre eles, pulverização, sol-gel, eletroforético, biomimético entre outros. (83) Pelo método biomimético, a superfície de titânio é recoberta pela precipitação de fosfato de cálcio em cristais de apatita sobre a superfície de titânio em fluidos corpóreo simulado (SBF) e temperatura ambiente. A fim de acelerar a deposição do revestimento em soluções aquosas, variações na técnica podem ser adotadas. Uma delas envolve a eletrodeposição de fosfato de cálcio, utilizando uma corrente elétrica, um catodo de titânio e um ânodo de platina.(84-85) Este método eletroquímico é geralmente realizado em soluções de fosfato de cálcio e ácido, levando à formação de revestimento convertidos em apatita pela transformação hidrotermal. A deposição eletroquímica realizada em SBF �������� �� ���� ��� � � � � ��� tamponado em pH neutro pode produzir uma camada de apatita carbonatada diretamente sobre a superfície de titânio. (86)Este método torna possível o controle perfeito da espessura do depósito em todos os tipos de superfícies complexas. O tempo necessário para o recobrimento é curto e o processo apresenta alta reprodutibilidade e eficácia. (87) Outra metodologia é baseada na precipitação biomimética de fosfato de cálcio sobre superfícies de titânio por imersão em SBF. Este método envolve a nucleação e crescimento de cristais de apatita na superfície do implante em temperaturas e pH fisiológico. A nucleação heterogênea e crescimento do P-Ca na superfície do titânio é iniciada pela ligação química entre núcleos nanométricos, formando uma matriz interfacial desestruturada, estabilizada pela presença de íons de magnésio.(88) A estabilidade mecânica do revestimento P- Ca requer uma superfície de titânio rugosa para assegurar a estabilidade mecânica do revestimento. Assim como a superfície OsseoSpeed com nano-topografia, a superfície NanoTite (3i Implant Innovations), a qual é obtida pelo recobrimento do implantes por nanopartículas CaP com mínima rugosidade, está atualmente disponível para uso clínico. Essa superfície tem sido descrita como sendo criada por uma discreta deposição cristalina de CaP pelo método sol-gel (DCD) com uma cobertura de superfície de aproximadamente 50%. (89) Dados histomorfométricos em humanos de estudo prospectivo, randomizado, controlado, duplo-cegos são muito limitados. Orsini et al. (2007) comparou implantes com superfície DCD e modificada por duplo ataque ácido (DAE) instalados na maxila posterior de humanos. Depois de um tempo de cicatrização médio de 8 ± 1 semanas, a média de contato osso-implante foi de �������� �� ���� ��� � � � � ��� 32% para a superfície DCD e 19% para o DAE. Essa diferença foi estatisticamente significativa. Os autores concluíram que o tratamento DCD aumentou a osseocondução da superfície do implante, durante os primeiros 2 meses após a colocação do implante. Além disso, eles sugeriram que a modificação da superfície por DCD pode levar a um menor período de cicatrização após a colocação do implante, proporcionando estabilidade precoce minimizando micro-movimentações, possibilitando o carregamento precoce e a restauração da função em áreas de baixa densidade óssea. (90) Os resultados da Goené et al. (2007) apontam na mesma direção. Em um estudo em humanos, implantes com superfície DCD e DAE foram instalados na região posterior de maxila. Após 4 semanas, não houve diferença significativa entre os implantes DCD e DAE. Após 8-12 semanas, a média de contato osso- implante foi de 45% para DCD e 18% para os implantes DAE. Concluiu-se que a modificação DCD parece ter um efeito significativo no desenvolvimento de novo tecido ósseo após a colocação do implante.(91) Como ambos os trabalhos sugerem, essa superfície pode ter importância clínica significativa para a reabilitação com implantes em áreas com baixa densidade óssea. 8.3 Incorporação de drogas bioativas à superfície dos implantes de titânio A superfície dos implantes dentais de titânio pode ser revestida por agentes estimuladores da formação óssea, como os fatores de crescimento, a fim de melhorar o processo de formação óssea local. Membros da superfamília dos fatores de crescimento transformadores (TGF-�), e em particular as proteínas morfogenéticas ósseas (BMPs), TGF-�1, fatores de crescimento derivados de plaquetas (PDGF) e fator de crescimento semelhante à insulina �������� �� ���� ��� � � � � ��� (IGF-1 e 2) são algumas das opções mais promissoras para essa finalidade. Dados experimentais, em que as BMPs foram incorporadas a implantes dentários, foram obtidos a partir de uma variedade de metodologias. (92-95) O fator limitante é que o produto ativo tem que ser liberado de forma progressiva e não de uma só vez. Outra possibilidade pode ser a adição de um plasmídeo contendo o gene codificador da BMP. (96) Esta possibilidade é limitada devido a pouca eficácia da inserção de plasmídeos nas células e a expressão da proteína. Além disso, a superprodução de BMPs por células pode não ser desejável, após o processo de cicatrização óssea. A superfície dos implantes também pode ser carregada com moléculas que controlam o processo de remodelação óssea. Incorporação de medicamentos anti-reabsorção óssea, tais como bisfosfonados, pode ser relevante em casos clínicos de pouco suporte ósseo, por exemplo, rebordos alveolares muito reabsorvidos ou tecido ósseo de baixa densidade. Já foi demonstrado que a incorporação de bisfosfonado à superfície de implantes de titânio pode aumentar a densidade óssea local na região peri-implantar. O efeito da droga anti-reabsorção parece limitar-se à proximidade do implante. Estudos experimentais in vivo demonstraram a ausência de efeitos negativos, mas apenas um ligeiro aumento na osseointegração de implantes dentários foi observado. (97-98) Outros estudos experimentais utilizando implantes revestidos por plasma-spray de HA imersos em pamidronato ou zolendronato demonstraram um aumento significativo na área de contato ósseo. (99-100). O principal problema reside na liberação constante da droga. Devido à alta afinidade química dos bisfosfonados à superfície de fosfato de cálcio, a incorporação da droga à superfície dos implantes pode ser obtida através do �������� �� ���� ��� � � � � ��� método de recobrimento biomimético em temperatura ambiente.(100) Contudo, a dose ideal da droga e seu efeito cumulativo é um fator critico a ser considerado, uma vez que diversos estudos têm demonstrado a ocorrência de necrose óssea relacionada à alta concentração da droga no tecido ósseo. (101) CONCLUSÃO Existe uma enorme variedade de superfícies de implantes disponíveis no mercado, a maioria dessas com eficácia clínica comprovada (>95%). No entanto, muitas destas não apresentam estudos experimentais e clínicos padronizados a longo prazo. O papel exato da química e da topografia da superfície sobre os eventos iniciais da osseointegração bem como sua manutenção a longo prazo, ainda permanece com algumas incertezas. O entendimento sobre a maneira com que as proteínas e os diferentes tipos celulares interagem com a superfície, parece ser o caminho para se determinas a morfologia, rugosidade ou química ideal da superfície. A liberação controlada de drogas capazes de estimular a formação óssea ou controlar sua reabsorção na região peri-implantar, possivelmente nortearão uma nova geração de implantes, capazes de auxiliar em casos de difícil resolução clínica. REFERÊNCIA BIBLIOGRÁFICAS 1. Steinemann SG. Titanium--the material of choice? Periodontology 2000. 1998;17(Jun):7-21. �������� �� ���� ��� � � � � ��� 2. Buser D, Broggini N, Wieland M, Schenk RK, Denzer AJ, Cochran DL, et al. Enhanced bone apposition to a chemically modified SLA titanium surface. J Dent Res. 2004 Jul;83(7):529-33. 3. Zhao G, Schwartz Z, Wieland M, Rupp F, Geis-Gerstorfer J, Cochran DL, et al. High surface energy enhances cell response to titanium substrate microstructure. J Biomed Mater Res A. 2005 Jul 1;74(1):49-58. 4. Wennerberg A, Albrektsson T. Effects of titanium surface topography on bone integration: a systematic review. Clin Oral Implants Res. 2009 Sep;20 Suppl 4:172-84. 5. Khang W, Feldman S, Hawley CE, Gunsolley J. A multi-center study comparing dual acid-etched and machined-surfaced implants in various bone qualities. J Periodontol. 2001 Oct;72(10):1384-90. 6. Suzuki K, Aoki K, Ohya K. Effects of surface roughness of titanium implants on bone remodeling activity of femur in rabbits. Bone. 1997 Dec;21(6):507-14. 7. Cooper LF. A role for surface topography in creating and maintaining bone at titanium endosseous implants. J Prosthet Dent. 2000 Nov;84(5):522-34. 8. Faeda RS, Tavares HS, Sartori R, Guastaldi AC, Marcantonio E, Jr. Biological performance of chemical hydroxyapatite coating associated with implant surface modification by laser beam: biomechanical study in rabbit tibias. J Oral Maxillofac Surg. 2009 Aug;67(8):1706-15. �������� �� ���� ��� � � � � ��� 9. Buser D, Schenk RK, Steinemann S, Fiorellini JP, Fox CH, Stich H. Influence of surface characteristics on bone integration of titanium implants. A histomorphometric study in miniature pigs. J Biomed Mater Res. 1991 Jul;25(7):889-902. 10. Vercaigne S, Wolke JG, Naert I, Jansen JA. Histomorphometrical and mechanical evaluation of titanium plasma-spray-coated implants placed in the cortical bone of goats. J Biomed Mater Res. 1998 Jul;41(1):41-8. 11. Vercaigne S, Wolke JG, Naert I, Jansen JA. Bone healing capacity of titanium plasma-sprayed and hydroxylapatite-coated oral implants. Clin Oral Implants Res. 1998 Aug;9(4):261-71. 12. Vercaigne S, Wolke JG, Naert I, Jansen JA. The effect of titanium plasma-sprayed implants on trabecular bone healing in the goat. Biomaterials. 1998 Jun;19(11-12):1093-9. 13. Gotfredsen K, Berglundh T, Lindhe J. Anchorage of titanium implants with different surface characteristics: an experimental study in rabbits. Clin Implant Dent Relat Res. 2000;2(3):120-8. 14. Ledermann PD, Schenk RK, Buser D. Long-lasting osseointegration of immediately loaded, bar-connected TPS screws after 12 years of function: a histologic case report of a 95-year-old patient. Int J Periodontics Restorative Dent. 1998 Dec;18(6):552-63. 15. Astrand P, Engquist B, Anzen B, Bergendal T, Hallman M, Karlsson U, et al. Nonsubmerged and submerged implants in the treatment of the �������� �� ���� ��� � � � � ��� partially edentulous maxilla. Clin Implant Dent Relat Res. 2002;4(3):115- 27. 16. Becker W, Becker BE, Ricci A, Bahat O, Rosenberg E, Rose LF, et al. A prospective multicenter clinical trial comparing one- and two-stage titanium screw-shaped fixtures with one-stage plasma-sprayed solid-screw fixtures. Clin Implant Dent Relat Res. 2000;2(3):159-65. 17. Roynesdal AK, Ambjornsen E, Haanaes HR. A comparison of 3 different endosseous nonsubmerged implants in edentulous mandibles: a clinical report. Int J Oral Maxillofac Implants. 1999 Jul-Aug;14(4):543-8. 18. Roynesdal AK, Ambjornsen E, Stovne S, Haanaes HR. A comparative clinical study of three different endosseous implants in edentulous mandibles. Int J Oral Maxillofac Implants. 1998 Jul- Aug;13(4):500-5. 19. Ong JL, Carnes DL, Bessho K. Evaluation of titanium plasma- sprayed and plasma-sprayed hydroxyapatite implants in vivo. Biomaterials. 2004 Aug;25(19):4601-6. 20. Lee JJ, Rouhfar L, Beirne OR. Survival of hydroxyapatite-coated implants: a meta-analytic review. J Oral Maxillofac Surg. 2000 Dec;58(12):1372-9; discussion 9-80. 21. Sun L, Berndt CC, Gross KA, Kucuk A. Material fundamentals and clinical performance of plasma-sprayed hydroxyapatite coatings: a review. J Biomed Mater Res. 2001;58(5):570-92. �������� �� ���� ��� � � � � ��� 22. Torensma R, ter Brugge PJ, Jansen JA, Figdor CG. Ceramic hydroxyapatite coating on titanium implants drives selective bone marrow stromal cell adhesion. Clin Oral Implants Res. 2003 Oct;14(5):569-77. 23. Uehara T, Takaoka K, Ito K. Histological evidence of osseointegration in human retrieved fractured hydroxyapatite-coated screw-type implants: a case report. Clin Oral Implants Res. 2004 Oct;15(5):540-5. 24. Biesbrock AR, Edgerton M. Evaluation of the clinical predictability of hydroxyapatite-coated endosseous dental implants: a review of the literature. Int J Oral Maxillofac Implants. 1995 Nov-Dec;10(6):712-20. 25. Gotfredsen K, Wennerberg A, Johansson C, Skovgaard LT, Hjorting-Hansen E. Anchorage of TiO2-blasted, HA-coated, and machined implants: an experimental study with rabbits. J Biomed Mater Res. 1995 Oct;29(10):1223-31. 26. Piattelli A, Scarano A, Di Alberti L, Piattelli M. Histological and histochemical analyses of acid and alkaline phosphatases around hydroxyapatite-coated implants: a time course study in rabbit. Biomaterials. 1997 Sep;18(17):1191-4. 27. Aparicio C, Gil FJ, Fonseca C, Barbosa M, Planell JA. Corrosion behaviour of commercially pure titanium shot blasted with different materials and sizes of shot particles for dental implant applications. Biomaterials. 2003 Jan;24(2):263-73. �������� �� ���� ��� � � � � � � 28. Ivanoff CJ, Hallgren C, Widmark G, Sennerby L, Wennerberg A. Histologic evaluation of the bone integration of TiO(2) blasted and turned titanium microimplants in humans. Clin Oral Implants Res. 2001 Apr;12(2):128-34. 29. Wennerberg A, Albrektsson T, Andersson B. Bone tissue response to commercially pure titanium implants blasted with fine and coarse particles of aluminum oxide. Int J Oral Maxillofac Implants. 1996 Jan- Feb;11(1):38-45. 30. Wennerberg A, Albrektsson T, Andersson B, Krol JJ. A histomorphometric and removal torque study of screw-shaped titanium implants with three different surface topographies. Clin Oral Implants Res. 1995 Mar;6(1):24-30. 31. Wennerberg A, Albrektsson T, Johansson C, Andersson B. Experimental study of turned and grit-blasted screw-shaped implants with special emphasis on effects of blasting material and surface topography. Biomaterials. 1996 Jan;17(1):15-22. 32. Wennerberg A, Albrektsson T, Lausmaa J. Torque and histomorphometric evaluation of c.p. titanium screws blasted with 25- and 75-microns-sized particles of Al2O3. J Biomed Mater Res. 1996 Feb;30(2):251-60. 33. Wennerberg A, Ektessabi A, Albrektsson T, Johansson C, Andersson B. A 1-year follow-up of implants of differing surface roughness �������� �� ���� ��� � � � � � � placed in rabbit bone. Int J Oral Maxillofac Implants. 1997 Jul- Aug;12(4):486-94. 34. Wennerberg A, Hallgren C, Johansson C, Danelli S. A histomorphometric evaluation of screw-shaped implants each prepared with two surface roughnesses. Clin Oral Implants Res. 1998 Feb;9(1):11- 9. 35. Wennerberg A, Hallgren C, Johansson C, Sawase T, Lausmaa J. Surface characterization and biological evaluation of spark-eroded surfaces. J Mater Sci Mater Med. 1997 Dec;8(12):757-63. 36. Duyck J, Slaets E, Sasaguri K, Vandamme K, Naert I. Effect of intermittent loading and surface roughness on peri-implant bone formation in a bone chamber model. J Clin Periodontol. 2007 Nov;34(11):998-1006. 37. Wennstrom JL, Ekestubbe A, Grondahl K, Karlsson S, Lindhe J. Oral rehabilitation with implant-supported fixed partial dentures in periodontitis-susceptible subjects. A 5-year prospective study. J Clin Periodontol. 2004 Sep;31(9):713-24. 38. Karlsson U, Gotfredsen K, Olsson C. A 2-year report on maxillary and mandibular fixed partial dentures supported by Astra Tech dental implants. A comparison of 2 implants with different surface textures. Clin Oral Implants Res. 1998 Aug;9(4):235-42. 39. Warren P, Chaffee N, Felton DA, Cooper LF. A retrospective radiographic analysis of bone loss following placement of TiO2 grit-blasted �������� �� ���� ��� � � � � ��� implants in the posterior maxilla and mandible. Int J Oral Maxillofac Implants. 2002 May-Jun;17(3):399-404. 40. Al-Nawas B, Hangen U, Duschner H, Krummenauer F, Wagner W. Turned, machined versus double-etched dental implants in vivo. Clin Implant Dent Relat Res. 2007 Jun;9(2):71-8. 41. Vernino AR, Kohles SS, Holt RA, Jr., Lee HM, Caudill RF, Kenealy JN. Dual-etched implants loaded after 1- and 2-month healing periods: a histologic comparison in baboons. Int J Periodontics Restorative Dent. 2002 Aug;22(4):399-407. 42. Trisi P, Lazzara R, Rebaudi A, Rao W, Testori T, Porter SS. Bone- implant contact on machined and dual acid-etched surfaces after 2 months of healing in the human maxilla. J Periodontol. 2003 Jul;74(7):945-56. 43. Stach RM, Kohles SS. A meta-analysis examining the clinical survivability of machined-surfaced and osseotite implants in poor-quality bone. Implant Dent. 2003;12(1):87-96. 44. Veis AA, Trisi P, Papadimitriou S, Tsirlis AT, Parissis NA, Desiris AK, et al. Osseointegration of Osseotite and machined titanium implants in autogenous bone graft. A histologic and histomorphometric study in dogs. Clin Oral Implants Res. 2004 Feb;15(1):54-61. 45. Buser D, Nydegger T, Oxland T, Cochran DL, Schenk RK, Hirt HP, et al. Interface shear strength of titanium implants with a sandblasted and acid-etched surface: a biomechanical study in the maxilla of miniature pigs. J Biomed Mater Res. 1999 May;45(2):75-83. �������� �� ���� ��� � � � � ��� 46. Buser D, Nydegger T, Hirt HP, Cochran DL, Nolte LP. Removal torque values of titanium implants in the maxilla of miniature pigs. Int J Oral Maxillofac Implants. 1998 Sep-Oct;13(5):611-9. 47. Szmukler-Moncler S, Perrin D, Ahossi V, Magnin G, Bernard JP. Biological properties of acid etched titanium implants: effect of sandblasting on bone anchorage. J Biomed Mater Res B Appl Biomater. 2004 Feb 15;68(2):149-59. 48. Kawahara H, Aoki H, Koike H, Soeda Y, Kawahara D, Matsuda S. No evidence to indicate topographic dependency on bone formation around cp titanium implants under masticatory loading. J Mater Sci Mater Med. 2006 Aug;17(8):727-34. 49. Kawahara H, Nakakita S, Ito M, Niwa K, Kawahara D, Matsuda S. Electron microscopic investigation on the osteogenesis at titanium implant/bone marrow interface under masticatory loading. J Mater Sci Mater Med. 2006 Aug;17(8):717-26. 50. Grassi S, Piattelli A, de Figueiredo LC, Feres M, de Melo L, Iezzi G, et al. Histologic evaluation of early human bone response to different implant surfaces. J Periodontol. 2006 Oct;77(10):1736-43. 51. Choi JW, Heo SJ, Koak JY, Kim SK, Lim YJ, Kim SH, et al. Biological responses of anodized titanium implants under different current voltages. J Oral Rehabil. 2006 Dec;33(12):889-97. �������� �� ���� ��� � � � � ��� 52. Sul YT, Jeong Y, Johansson C, Albrektsson T. Oxidized, bioactive implants are rapidly and strongly integrated in bone. Part 1--experimental implants. Clin Oral Implants Res. 2006 Oct;17(5):521-6. 53. Sul YT, Johansson C, Albrektsson T. Which surface properties enhance bone response to implants? Comparison of oxidized magnesium, TiUnite, and Osseotite implant surfaces. Int J Prosthodont. 2006 Jul- Aug;19(4):319-28. 54. Sul YT, Johansson C, Byon E, Albrektsson T. The bone response of oxidized bioactive and non-bioactive titanium implants. Biomaterials. 2005 Nov;26(33):6720-30. 55. Sul YT, Johansson C, Wennerberg A, Cho LR, Chang BS, Albrektsson T. Optimum surface properties of oxidized implants for reinforcement of osseointegration: surface chemistry, oxide thickness, porosity, roughness, and crystal structure. Int J Oral Maxillofac Implants. 2005 May-Jun;20(3):349-59. 56. Sul YT, Johansson CB, Jeong Y, Roser K, Wennerberg A, Albrektsson T. Oxidized implants and their influence on the bone response. J Mater Sci Mater Med. 2001 Oct-Dec;12(10-12):1025-31. 57. Sul YT, Johansson CB, Jeong Y, Wennerberg A, Albrektsson T. Resonance frequency and removal torque analysis of implants with turned and anodized surface oxides. Clin Oral Implants Res. 2002 Jun;13(3):252- 9. �������� �� ���� ��� � � � � ��� 58. Sul YT. The significance of the surface properties of oxidized titanium to the bone response: special emphasis on potential biochemical bonding of oxidized titanium implant. Biomaterials. 2003 Oct;24(22):3893- 907. 59. Zechner W, Tangl S, Furst G, Tepper G, Thams U, Mailath G, et al. Osseous healing characteristics of three different implant types. Clin Oral Implants Res. 2003 Apr;14(2):150-7. 60. Sul YT, Kang BS, Johansson C, Um HS, Park CJ, Albrektsson T. The roles of surface chemistry and topography in the strength and rate of osseointegration of titanium implants in bone. J Biomed Mater Res A. 2009 Jun 15;89(4):942-50. 61. Huang YH, Xiropaidis AV, Sorensen RG, Albandar JM, Hall J, Wikesjo UM. Bone formation at titanium porous oxide (TiUnite) oral implants in type IV bone. Clin Oral Implants Res. 2005 Feb;16(1):105-11. 62. Rocci A, Martignoni M, Gottlow J. Immediate loading of Branemark System TiUnite and machined-surface implants in the posterior mandible: a randomized open-ended clinical trial. Clin Implant Dent Relat Res. 2003;5 Suppl 1:57-63. 63. Friberg B, Jemt T. Rehabilitation of edentulous mandibles by means of five TiUnite implants after one-stage surgery: a 1-year retrospective study of 90 patients. Clin Implant Dent Relat Res. 2008 Mar;10(1):47-54. �������� �� ���� ��� � � � � ��� 64. Bereznai M, Pelsoczi I, Toth Z, Turzo K, Radnai M, Bor Z, et al. Surface modifications induced by ns and sub-ps excimer laser pulses on titanium implant material. Biomaterials. 2003 Oct;24(23):4197-203. 65. Gaggl A, Schultes G, Muller WD, Karcher H. Scanning electron microscopical analysis of laser-treated titanium implant surfaces--a comparative study. Biomaterials. 2000 May;21(10):1067-73. 66. Soboyejo WO, Nemetski B, Allameh S, Marcantonio N, Mercer C, Ricci J. Interactions between MC3T3-E1 cells and textured Ti6Al4V surfaces. J Biomed Mater Res. 2002 Oct;62(1):56-72. 67. Frenkel SR, Simon J, Alexander H, Dennis M, Ricci JL. Osseointegration on metallic implant surfaces: effects of microgeometry and growth factor treatment. J Biomed Mater Res. 2002;63(6):706-13. 68. Li J, Liao H, Fartash B, Hermansson L, Johnsson T. Surface- dimpled commercially pure titanium implant and bone ingrowth. Biomaterials. 1997 May;18(9):691-6. 69. Karacs A, Fancsaly AJ, Divinyi T, Petó G, Kovách G. Morphological and animal study of titanium dental implant surface induced by blasting and high intensity pulsed Nd-glass laser. Materials Science and Engineering: C. 2003;23(3):431-5. 70. Hallgren C, Reimers H, Chakarov D, Gold J, Wennerberg A. An in vivo study of bone response to implants topographically modified by laser micromachining. Biomaterials. 2003 Feb;24(5):701-10. �������� �� ���� ��� � � � � ��� 71. Faeda RS, Tavares HS, Sartori R, Guastaldi AC, Marcantonio E, Jr. Evaluation of titanium implants with surface modification by laser beam. Biomechanical study in rabbit tibias. Braz Oral Res. 2009 Apr- Jun;23(2):137-43. 72. Cho SA, Jung SK. A removal torque of the laser-treated titanium implants in rabbit tibia. Biomaterials. 2003 Nov;24(26):4859-63. 73. Shibli JA, Mangano C, D'Avila S, Piattelli A, Pecora GE, Mangano F, et al. Influence of direct laser fabrication implant topography on type IV bone: A histomorphometric study in humans. J Biomed Mater Res A. 2009 Jul 9. 74. Kasemo B. Biological surface science. Surface Science. 2002;500:656-77. 75. Albrektsson T, Wennerberg A. Oral implant surfaces: Part 2--review focusing on clinical knowledge of different surfaces. Int J Prosthodont. 2004 Sep-Oct;17(5):544-64. 76. Curtis A, Wilkinson C. New depths in cell behaviour: reactions of cells to nanotopography. Biochem Soc Symp. 1999;65:15-26. 77. Meirelles L, Currie F, Jacobsson M, Albrektsson T, Wennerberg A. The effect of chemical and nanotopographical modifications on the early stages of osseointegration. Int J Oral Maxillofac Implants. 2008 Jul- Aug;23(4):641-7. 78. Bigerelle M, Anselme K, Noel B, Ruderman I, Hardouin P, Iost A. Improvement in the morphology of Ti-based surfaces: a new process to �������� �� ���� ��� � � � � ��� increase in vitro human osteoblast response. Biomaterials. 2002 Apr;23(7):1563-77. 79. Zhu X, Chen J, Scheideler L, Altebaeumer T, Geis-Gerstorfer J, Kern D. Cellular reactions of osteoblasts to micron- and submicron-scale porous structures of titanium surfaces. Cells Tissues Organs. 2004;178(1):13-22. 80. Abron A, Hopfensperger M, Thompson J, Cooper LF. Evaluation of a predictive model for implant surface topography effects on early osseointegration in the rat tibia model. J Prosthet Dent. 2001 Jan;85(1):40-6. 81. Cooper LF, Zhou Y, Takebe J, Guo J, Abron A, Holmen A, et al. Fluoride modification effects on osteoblast behavior and bone formation at TiO2 grit-blasted c.p. titanium endosseous implants. Biomaterials. 2006 Feb;27(6):926-36. 82. Ellingsen JE, Johansson CB, Wennerberg A, Holmen A. Improved retention and bone-tolmplant contact with fluoride-modified titanium implants. Int J Oral Maxillofac Implants. 2004 Sep-Oct;19(5):659-66. 83. Junker R, Dimakis A, Thoneick M, Jansen JA. Effects of implant surface coatings and composition on bone integration: a systematic review. Clin Oral Implants Res. 2009 Sep;20 Suppl 4:185-206. 84. Wang XX, Yan W, Hayakawa S, Tsuru K, Osaka A. Apatite deposition on thermally and anodically oxidized titanium surfaces in a simulated body fluid. Biomaterials. 2003 Nov;24(25):4631-7. �������� �� ���� ��� � � � � ��� 85. Yang B, Uchida M, Kim HM, Zhang X, Kokubo T. Preparation of bioactive titanium metal via anodic oxidation treatment. Biomaterials. 2004 Mar;25(6):1003-10. 86. Wang J, de Boer J, de Groot K. Preparation and characterization of electrodeposited calcium phosphate/chitosan coating on Ti6Al4V plates. J Dent Res. 2004 Apr;83(4):296-301. 87. Agata De Sena L, Calixto De Andrade M, Malta Rossi A, de Almeida Soares G. Hydroxyapatite deposition by electrophoresis on titanium sheets with different surface finishing. J Biomed Mater Res. 2002 Apr;60(1):1-7. 88. Barrere F, Snel MM, van Blitterswijk CA, de Groot K, Layrolle P. Nano-scale study of the nucleation and growth of calcium phosphate coating on titanium implants. Biomaterials. 2004 Jun;25(14):2901-10. 89. Mendes VC, Moineddin R, Davies JE. Discrete calcium phosphate nanocrystalline deposition enhances osteoconduction on titanium-based implant surfaces. J Biomed Mater Res A. 2009 Aug;90(2):577-85. 90. Orsini G, Piattelli M, Scarano A, Petrone G, Kenealy J, Piattelli A, et al. Randomized, controlled histologic and histomorphometric evaluation of implants with nanometer-scale calcium phosphate added to the dual acid- etched surface in the human posterior maxilla. J Periodontol. 2007 Feb;78(2):209-18. 91. Goene RJ, Testori T, Trisi P. Influence of a nanometer-scale surface enhancement on de novo bone formation on titanium implants: a �������� �� ���� ��� � � � � � � histomorphometric study in human maxillae. Int J Periodontics Restorative Dent. 2007 Jun;27(3):211-9. 92. Bessho K, Carnes DL, Cavin R, Chen HY, Ong JL. BMP stimulation of bone response adjacent to titanium implants in vivo. Clin Oral Implants Res. 1999 Jun;10(3):212-8. 93. Wikesjo UM, Sorensen RG, Kinoshita A, Wozney JM. RhBMP- 2/alphaBSM induces significant vertical alveolar ridge augmentation and dental implant osseointegration. Clin Implant Dent Relat Res. 2002;4(4):174-82. 94. Wikesjo UM, Xiropaidis AV, Qahash M, Lim WH, Sorensen RG, Rohrer MD, et al. Bone formation at recombinant human bone morphogenetic protein-2-coated titanium implants in the posterior mandible (Type II bone) in dogs. J Clin Periodontol. 2008 Nov;35(11):985- 91. 95. Boyne P, Jones SD. Demonstration of the osseoinductive effect of bone morphogenetic protein within endosseous dental implants. Implant Dent. 2004 Jun;13(2):180-4. 96. Huang YC, Simmons C, Kaigler D, Rice KG, Mooney DJ. Bone regeneration in a rat cranial defect with delivery of PEI-condensed plasmid DNA encoding for bone morphogenetic protein-4 (BMP-4). Gene Ther. 2005 Mar;12(5):418-26. �������� �� ���� ��� � � � � � � 97. Meraw SJ, Reeve CM. Qualitative analysis of peripheral peri- implant bone and influence of alendronate sodium on early bone regeneration. J Periodontol. 1999 Oct;70(10):1228-33. 98. Meraw SJ, Reeve CM, Wollan PC. Use of alendronate in peri- implant defect regeneration. J Periodontol. 1999 Feb;70(2):151-8. 99. Kajiwara H, Yamaza T, Yoshinari M, Goto T, Iyama S, Atsuta I, et al. The bisphosphonate pamidronate on the surface of titanium stimulates bone formation around tibial implants in rats. Biomaterials. 2005 Feb;26(6):581-7. 100. Peter B, Pioletti DP, Laib S, Bujoli B, Pilet P, Janvier P, et al. Calcium phosphate drug delivery system: influence of local zoledronate release on bone implant osteointegration. Bone. 2005 Jan;36(1):52-60. 101. Edwards BJ, Hellstein JW, Jacobsen PL, Kaltman S, Mariotti A, Migliorati CA. Updated recommendations for managing the care of patients receiving oral bisphosphonate therapy: an advisory statement from the American Dental Association Council on Scientific Affairs. J Am Dent Assoc. 2008 Dec;139(12):1674-7. 3 PROPOSIÇÃO � O propósito do presente estudo foi caracterizar quimicamente e avaliar por meio de teste biomecânico e análise histomorfométrica, a resposta in vivo de implantes com superfície modificada por laser e superfície recoberta por hidroxiapatita biomimética em relação a implantes de superfície usinada, instalados em tíbia de coelhos após 4, 8 e 12 semanas de cicatrização. � 4 MATERIAL E MÉTODO 4.1 Implantes Esse estudo utilizou três diferentes superfícies de implantes, uma comercial, considerada controle, e as outras duas testes, sendo os implantes utilizados (3,75mm x 10mm) provenientes de uma única empresa (Titânium Fix®, AS Tecnology, São José dos Campos, Brasil), tanto o comercial quanto os utilizados para modificação da superfície. Os implantes testes tiveram as superfícies modificadas pelo Grupo de Biomateriais do Instituto de Química – UNESP – Araraquara. � Implantes avaliados: 1- Implante comercial de Ti cp e superfície usinada (Titanium Fix®) (MS)� 48 implantes 2- Implante de Ti cp e superfície usinada (Titanium Fix®), com Tratamento de Superfície por Feixe de Laser (LMS), realizado pelo Instituto de Química de Araraquara - UNESP � 48 implantes 3- Implante de Ti cp e superfície usinada (Titanium Fix®), com Tratamento de Superfície por Feixe de Laser associado à posterior deposição de Hidroxiapatita pelo método Biomimético e tratamento térmico (HA), realizado pelo Instituto de Química de Araraquara - UNESP � 48 implantes. ������������ � � � � � � � ��� 4.2 Desenvolvimento das Superfícies Testes: 4.2.1 Modificação da Superfície por Feixe de Laser Nd:YAG Os implantes adquiridos (Titanium Fix – AS Technology, São José dos Campos-SP, Brasil) foram presos em um torno rotatório, sob um aparelho de laser Nd:YAG (DigiLaser – DML-100, Violino 10) (Figura 1)� operando de acordo com os seguintes parâmetros: potência média de 90 a 100 mJ, comprimento de onda (�) igual a 1064nm, freqüência (�) de pulso de 20 a 35 kHz, velocidade de varredura de 80 a 300 mm/s, espaço entre varreduras de 0,1 a 0,2 mm/s e intervalo entre pulsos de laser de 300ns.(54) Dessa forma o feixe de laser foi projetado sobre o implante, varrendo toda a superfície das espiras (Figura 2), obtendo-se assim uma superfície rugosa e homogênea (Figuras 3 a 6). FIGURA 1 FIGURA 2 ������������ � � � � � � � ��� Fig. FIGURA 1- Aparelho de laser Nd:YAG (DigiLaser – DML-100, Violino 10). FIGURA 2- Aplicação do feixe de laser sobre a superfície do implante. FIGURA 3- Implante com superfície modificada por laser. FIGURA 4- MEV da superfície do implante modificada por laser, aumento de 500X. FIGURA 5- MEV da superfície do implante modificada por laser, aumento de 1.000X. FIGURA 6- MEV da superfície do implante modificada por laser, aumento de 10.000X. FIGURA 3 FIGURA 4 FIGURA 5 FIGURA 6 � ������������ � � � � � � � ��� 4.2.2 Recobrimento da Superfície pela Hidroxiapatita Biomimética Para a obtenção do recobrimento por Hidroxiapatita biomimética, realizou-se previamente o tratamento da superfície do implante por feixe de laser como descrito acima, a fim de otimizar a nucleação da hidroxiapatita sobre a superfície do implante34 . Para o recobrimento biomimético, os implantes foram submetidos a tratamento em solução de NaOH (5,0M) por 24 horas a 60 ºC; após este período, as mesmas foram secas em estufa por 3 horas a 60 ºC. Após a secagem as amostrás foram imersas em de solução 1,5 SBF (Simulated Body Fluid) de composição iônica semelhante à do plasma sanguíneo, pH 7,25, durante 6 dias a 37 ºC26 . Depois de mantido o sistema durante 6 dias a 37�C formou-se sobre o substrato uma camada contínua e homogênea de até 15�m de espessura composta por cristalitos de hidroxiapatita (HA) biológica muito finos. A caracterização do recobrimento por EDS demonstrou que se tratava de uma hidroxiapatita carbonatada, CO3-HA, de baixa cristalinidade, muito semelhante a da HA biológica presente no tecido ósseo natural. Por fim as amostras foram submetidas a tratamento térmico em forno (EDG 3P-S 1800, EDG Equipamentos) a temperatura de 800ºC durante 1 hora, para a cocção da hidroxiapatita a fim de aumentar sua resistência, reduzindo sua solubilidade(Figuras 7 a 10)52 . ������������ � � � � � � � ��� FIGURA 7- Implante com superfície recoberta por HA biomimética. FIGURA 8- MEV da superfície do implante recoberta por HA biomimética, aumento de 500X. FIGURA 9- MEV da superfície do implante recoberta por HA biomimética, aumento de 1.000X. FIGURA 10- MEV da superfície do implante recoberta por HA biomimética, aumento de 10.000X. Após realizadas as modificações das superfícies dos implantes, por feixe de laser e recobrimento por hidroxiapatita FIGURA 7 FIGURA 8 FIGURA 10 FIGURA 9 � � ������������ � � � � � � � ��� biomimética, os implantes foram enviados para o fabricante para serem esterilizados por radiação Gama assim como os implantes comerciais de superfície usinada (Figuras 11 a 13). FIGURA 11- MEV da superfície do implante usinado com aumento de 500X. FIGURA 12- MEV da superfície do implante usinado, aumento de 1.000X. FIGURA 13- MEV da superfície do implante usinado, aumento de 10.000X. FIGURA 11 FIGURA 12 � FIGURA 13 ������������ � � � � � � � ��� 4.3 Animais e Cuidados Este trabalho foi inicialmente submetido e aprovado (Proc. n°02/2005) pelo Comitê de Experimentação em Animais da Faculdade de Odontologia de Araraquara-UNESP. Foram instalados 48 implantes de cada tipo, nas tíbias de 48 coelhos Nova Zelândia, com idade variando de 9 a 12 meses e pesando em média 4 Kg. Os animais foram divididos em três períodos de sacrifício, correspondentes a 4, 8 e 12 semanas. Cada período foi composto por 16 animais, sendo que cada um recebeu dois tipos diferentes de superfície, sendo, portanto, instalados 16 implantes de cada tipo por período, sendo um destinado ao teste biomecânico e o outro à análise histomorfométrica. Os animais foram mantidos no Biotério da Faculdade de Odontologia de Araraquara em gaiolas individuais, com acesso ad libitum à água e a ração. Foi respeitado um período de 20 dias para aclimatação dos animais nas instalações do biotério. 4.4 Procedimentos Cirúrgicos 4.4.1 Cirurgia de instalação dos implantes Os animais foram anestesiados por injeção intramuscular de uma combinação de quetamina (Quetamina Agener®; Agener União S.A. - 0,35mg/kg) e xilazina (Dopaser® Laboratórios Calier S.A. Barcelona, ������������ � � � � � � � ��� Espanha- 0.5mg/kg). Após anestesia, os animais sofreram tricotomia em ambas as pernas, anestesia local (Scandicaíne® 2%-Spécialités Sptodont, Sain – Maur, França) e por meio de uma incisão de aproximadamente 3cm as metáfises tibiais foram expostas para a instalação dos implantes (Figuras 14 a 17)41. FIGURA 14- Localização da metáfise tibial. FIGURA 15- Anestesia local da área a ser operada. FIGURA 16- Realização da incisão do periósteo. FIGURA 14 FIGURA 15 FIGURA 16 FIGURA 17 ������������ � � � � � � � � � FIGURA 17- Exposição do platô ósseo para instalação do implante. O procedimento de instalação do implante obedeceu a uma seqüência progressiva de fresas, como descrito na literatura20,41 , com velocidade do motor reduzida a 20 rpm (Figuras 18 a 22). A sutura do tecido muscular foi feita com fio reabsorvível (Vycril 4-0, Johnsson & Johnsson) e a da pele com fio de nylon (Mononylon 4-0) (Figura 23). Após a cirurgia os animais receberam uma dose única de antibiótico (Pentabiótico®, Wyeth-Whitehall Ltda, São Paulo, Brasi- 0,1ml/kgl).e de analgésico Tylenol bebê® (15 mg/Kg). FIGURA 18 FIGURA 19 FIGURA 20 FIGURA 21 FIGURA 22 FIGURA 23 ������������ � � � � � � � � � FIGURA 18- Seqüência de fresas utilizadas. FIGURA 19- Realização de perfuração com fresa lança. FIGURA 20- Alvéolo cirúrgico obtido após preparo com fresa 3,0. FIGURA 21-Inserção do implante com contra-ângulo redutor (16:1) a 20rpm. FIGURA 22- Implante inserido com plataforma ao nível ósseo. FIGURA 23- Sutura da área cirúrgica em dois planos com fio Vicryl e Mononylon. 4.5 Ensaio Biomecânico (Artigos 1 e 2) Após o período de osseointegração pré-estabelecido, os animais foram sacrificados com uma overdose letal de Quetamina (5 mg/kg) administrada por via intramuscular. As áreas operadas foram reabertas e os e a plataforma dos implantes expostas e um monta-implante adaptado sobre o hexágono para que o torquímetro pudesse ser acoplado. Com o auxílio de um torquímetro analógico (15-BTG, Tohnich, Japan.), os implantes foram removidos com um movimento anti-horário até que o pico máximo de torque necessário para o rompimento da interface osso/implante fosse obtido e registrado para cada implante removido (Figuras 24 a 27). ������������ � � � � � � � ��� FIGURA 24- Adaptação do monta-implante sobre o implante a ser removido. FIGURA 25- Adaptação do torquímetro sobre o implante. FIGURA 26- Realização do torque reverso. FIGURA 27- Verificação do valor de torque obtido. FIGURA 24 FIGURA 25 FIGURA 26 FIGURA 27 ������������ � � � � � � � ��� 4.6 Preparação das amostras e análise histomorfométrica (Artigo 3) Após o sacrifício dos animas, amostras contendo os implantes e os tecidos circundantes foram retiradas, imersas em 4% formol neutro- tamponado e processadas de acordo com o método descrito por Donath & Breuner (1982)14. Os blocos foram desidratados em série crescente de etanol (60 - 100%) e, posteriormente, infiltrados e polimerizados em resina fotopolimerizável (Technovit 7200 VLC, Kultzer Heraeus GmbH & Co., Wehrheim, Alemanha). Os blocos contendo o implante e o tecido ósseo foram cortados em um ponto central usando um sistema de corte e desgaste (Exakt Apparatebeau, Hamburgo, Alemanha). As seções finais que compuseram as lâminas foram de aproximadamente 45 µm de espessura e corados com azul de Stevenel associado a fuccina ácida e analisadas em um microscópio óptico (DIASTAR - Leica Reichert & Jung products, Alemanha). As avaliações Histomorfométricas foram realizadas por um pesquisador treinado e calibrado, utilizando o software (UTHSCSA ImageTool® versão 3.0 - Health Science Center - Texas University - EUA) para análise de imagem. As porcentagens de contato osso-implante (BIC) e de área óssea entre espiras (BBT) foram avaliadas separadamente para a região cortical e endosteal (Figuras 28 e 29). ������������ � � � � � � � ��� FIGURA 28- Análise do contato osso-implante (BIC%), (a) extensão linear da espira e (b) extensão do contato osso-implante. � �� ���� ������������ � � � � � � � ��� FIGURA 29- Análise da área óssea entre espiras (BBT%),(a) área total entre espiras e (b) área de tecido ósseo entre as espiras. � �� ���� ������������ � � � � � � � ��� 4.7 Análise Estatística Artigos 1 e 3: A análise estatística foi realizada utilizando o teste ANOVA seguido do teste Bonferroni de comparações múltiplas, e as diferenças foram consideradas estatisticamente significantes para �=0,05. Artigo 2: Por se tratarem de dados não dependentes e não-paramétricos, a análise estatística foi realizada utilizando teste de Mann Whitney, sendo as diferenças conside