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INSTITUTO DE CIÊNCIAS DA SAÚDE FUNORTE / SOEBRÁS OTIMIZAÇÃO DAS SUPERFÍCIES DOS IMPLANTES

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INSTITUTO DE CIÊNCIAS DA SAÚDE

FUNORTE / SOEBRÁS

OTIMIZAÇÃO DAS SUPERFÍCIES DOS IMPLANTES

GIOVANI MARTINS GARCIA

Monografia apresentada ao Programa de Especialização em Implantodontia do ICS – FUNORTE/SOEBRÁS NÚCLEO BRASÍLIA, como parte dos requisitos para obtenção do titulo de Especialista.

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INSTITUTO DE CIÊNCIAS DA SAÚDE

FUNORTE / SOEBRÁS

OTIMIZAÇÃO DAS SUPERFÍCIES DOS IMPLANTES

GIOVANI MARTINS GARCIA

Monografia apresentada ao Programa de Especialização em Implantodontia do ICS – FUNORTE/SOEBRÁS NÚCLEO BRASÍLIA, como parte dos requisitos para obtenção do titulo de Especialista.

Orientador: Dr. Adriano Rocha Ramos

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GIOVANI MARTINS GARCIA

OTIMIZAÇÃO DAS SUPERFÍCIES DOS IMPLANTES.

Monografia apresentada ao Programa de Especialização em Implantodontia do ICS - FUNORTE/SOEBRÁS – Núcleo Brasília como parte dos requisitos para obtenção do título de Especialista.

Orientador: Prof. Msc. Adriano Rocha Ramos

Aprovada em _________/__________/___________

COMISSÃO EXAMINADORA

________________________________________________ Orientador: Prof. Msc. Adriano Rocha Ramos

________________________________________________ Prof. Eduardo Santos Nascimento

__________________________________________________ Prof(a).Ana Paula Ribeiro Do Vale Pedreira

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DEDICATÓRIA

Dedico este trabalho a todos que direta ou indiretamente contribuíram para a conclusão do mesmo.

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AGRADECIMENTO

Agradeço primeiramente a Deus que não me abandona, mesmo nos

momentos difíceis e a todos que me ajudaram durante a confecção do mesmo.

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RESUMO

Esta pesquisa tem como meta principal mostrar a relação fundamental que existe entre a superfície do implante, com suas variadas formas de tratamento, e a fase de osseointegração, uma vez que, comprovadamente, as respostas biológicas estão diretamente relacionadas às propriedades físico-químicas das superfícies .Atualmente há inúmeras formas de tratamento de superfície de implante e todas têm o mesmo objetivo que é a otimização na fase de osseointegração através das induções físico-químicas resultantes dos,variados, tratamentos,assim sendo, o foco deste trabalho é mostrar de uma forma simplificada as resultantes superficiais dos principais tipos de tratamento que estão sendo realizados para otimizar as superfícies de implante, tais como: adição;Subtração;Subtração com precisão local (laser) e condicionamento químico (ataque ácido).

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ABSTRACT

This research has as main goal to show the fundamental relationship that exists between the implant surface, with its various forms of treatment, and the phase of osseointegration, since there is evidence that the biological responses are directly related to physical and chemical properties of surfaces. Currently there are numerous forms of surface treatment of implant and all have the same goal which is to optimize the phase of osseointegration by means of physical and chemical inductions resulting from, varied treatments, therefore, the focus of this study is a simplified form the resulting surface of the main types of treatment are being performed to optimize the implant surfaces, such as: addition, subtraction, subtraction with local precision (laser) and chemical conditioning (acid etching).

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LISTA DE ABREVIATURAS

Abs – Absoluto ATM – Atmosfera HA – Hidroxiapatia

MEV – Microscopia Eletrônica de Varredura µm – Micrômetro

pH – Potencial Hidrogeniônico

SBF – Solução Simuladora do Plasma Humano

SLA – Superfície Metálica tratada por Jateamento e Ataque Ácido Ti – Titânio

TiCP – Titânio Comercialmente Puro

TPS – Aspersão Térmica por Plasma de Titânio XPS – Espectroscopia de Fotoelétrons de Raios-X P – Fósforo

C – Carbono O – Oxigênio N – Nitrogênio

SPT – Spray Plasma de Titânio

SPH – Spray Plasma de Hidroxiapatita NaCl – Cloreto De Sódio

AES – Espectroscopia Atômica por Emissão ZrO2 –Óxido de Zircônia

SSL – Sinterização Seletiva a Laser

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LISTA DE SÍMBOLOS

Å – Angström

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SUMÁRIO

1. INTRODUÇÃO ... 1.1 PROPOSIÇÃO ... 2. REVISÃO DA LITERATURA ... 2.1 Osseointegração... 2.1.1 Conceitos ... 2.1.2 Origem Histórica... 2.2 Implantodontia moderna... 2.2.1 Implantes de Titânio... 2.2.2 Superfície usinada... 2.2.3 Superfícies Macrotexturizadas... 2.2.4 Superfícies Microtexturizadas... 2.2.5 Superfícies Nanotexturizadas... 2.2.6 Superfícies Biomiméticas... 2.2.7 Implantes constituídos por outros materiais... 3. DISCUSSÃO... CONSIDERAÇÕES FINAIS... REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS... 11 11 13 13 13 14 15 17 18 18 19 20 21 21 22 36 38

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1 INTRODUÇÃO

O processo biológico da osseointegração ou aposição de matriz óssea calcificada sobre a superfície de um material sintético, implantado através de técnicas específicas de cirurgia, constituiu-se em uma das descobertas mais importantes da odontologia clínica do século XX (BRANEMARK, 1969).

Embora apresente tópicos ainda não totalmente compreendidos, envolvendo principalmente bioquímica da formação óssea, resposta celular e mecanismo reguladores de neoformação e reabsorção óssea, os resultados de pesquisas laboratoriais e estudos longitudinais em humanos recomendam a possibilidade de sua utilização clínica (JEMT; LEKHOLM, 1995).

A previsibilidade dos implantes dentários tem sido variável em diferentes pacientes e em diferentes áreas da mesma boca (GAHLERT et. al., 2007). Pode-se citar como exemplo os menores índices de sucesso relatados nos implantes maxilares em relação aos mandibulares (MISCH, 1990).

A biomecânica é imperativa para alcançarmos sucesso clínico em longo prazo. A capacidade do implante de suportar cargas é dependente da qualidade da interface osso-implante. Conseqüentemente, modificações no desenho do corpo do implante e na sua superfície aumentam o sucesso pela promoção de uma maior área de superfície,contribuindo,assim,para o aumento na força da interface osso-implante,o crescimento ósseo mais acelerado,a melhor estabilidade inicial do implante e uma melhor distribuição do estresse (MISCH, 1990; HSU et. al., 2007) Em suma, esta monografia revisa e discute as principais e diferentes superfícies de implantes mencionadas na literatura assim como seus efeitos na qualidade da osseointegração, na biomecânica da distribuição de forças e no sucesso em longo prazo.

1.1 PROPOSIÇÃO

O presente trabalho se propõe a realizar uma revisão da literatura sobre as principais formas de tratamento de superfície utilizadas atualmente em sistemas de implantes disponíveis no mercado, suas vantagens e sua real aplicabilidade clínica,

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bem como elucidar o estágio atual das pesquisas que visam a otimização na fase de osseointegração através dos processos de tratamento de superfícies.

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2 REVISÃO DA LITERATURA

2.1 Osseointegração

2.1.1 Conceitos

Segundo Branemark, a osseointegração é a adesão microscópica estrutural e funcional direta entre o osso vital ,organizado e a superfície de um material aloplástico inanimado (BRANEMARK et al.,1985; NEUKAM et al.,1990).

No Dicionário Médico de Dorland (1994), a osseointegração é definida como a união estável e funcional entre o osso e uma superfície de titânio. Este fenômeno ocorre após a inserção de peça em titânio dentro do osso e a migração das células ósseas para a superfície deste metal. Foi introduzido na década de 1960 por Per-Ingvar Brånemark. Envolve a ancoragem de um implante pela formação de tecido ósseo ao redor do implante sem crescimento de tecido fibroso na interface osso-implante.

O termo Osseointegração pode ser definido em vários pontos de vista e com relação a várias escalas de interesse científico. Uma definição completa de Osseointegração seria o resultado de um conceito que somatize todos estes pontos de vista. Dentre estes pontos de vista destaca-se nesta pesquisa as seguintes perspectivas (DICIONÁRIO MÉDICO DE DORLAND, 1994):

Perspectiva do Paciente: uma fixação está osseointegrada se oferecer um suporte estável e aparentemente imóvel de uma prótese sob cargas funcionais, sem dor, inflamação ou afrouxamento.

Perspectiva da Biologia macroscópica e microscópica e Medicina: a Osseointegração de uma fixação no osso é definida como a aposição íntima de osso neoformado e reformado em congruência com as fixações, incluindo irregularidades de superfície, de forma que, à análise por microscopia óptica, não haja interposição de tecido conjuntivo ou fibroso e seja estabelecida uma conexão estrutural e funcional direta, capaz de suportar cargas fisiológicas normais sem deformação excessiva e sem iniciar um mecanismo de rejeição.

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Perspectiva Biomecânico Macroscópico: uma fixação está osseointegrada se não houver movimento relativo progressivo entre a fixação e o osso vivo e medula circundantes sob níveis e tipos de carga funcionais por toda a vida do paciente. Também é necessário que as deformações sejam da mesma ordem de magnitude que quando as mesmas cargas são aplicadas diretamente no osso.

Perspectiva Biofísico Microscópico: a Osseointegração implica que, na microscopia óptica e eletrônica, os componentes identificáveis do tecido em uma fina zona ao redor da superfície da fixação sejam identificados como componentes ósseos e medulares normais, que continuamente constituem uma estrutura óssea normal ao redor da fixação. Isto implica que o tecido mineralizado deve estar em contato a nanômetros, de forma que não exista material significativo interposto funcionalmente na interface.

Conforme a observação de Adell et. al. (1981), a descoberta deste fenômeno biológico por um grupo de pesquisadores suecos tornou a implantodontia odontológica uma especialidade altamente previsível. Branemark et al (1969) observaram que implantes endósseos de titânio puro apresentavam características mecânicas e bioquímicas adequadas para garantir uma coexistência estrutural e funcional com os tecidos biológicos diferenciados, sem iniciar mecanismos de rejeição.

Dessa forma, os implantes osseointegrados apresentaram a capacidade de permanecer estáveis quando submetidos a forças funcionais. Tal característica possibilitou a sua utilização, não somente como agentes de suporte para próteses, como também de ancoragem para movimentações ortodôntica e ortopédica. A grande vantagem da aplicação dos implantes osseointegrados, em ortodontia, está na sua imobilidade e na ausência de instabilidade frente a forças funcionais, atuando como uma ancoragem absoluta (MELSEN; LANG, 2001).

2.1.2 Origem Histórica

No final do século XIX, vários autores propuseram implantar materiais aloplásticos esculpidos em forma de raiz dentária e os implantavam em alvéolos

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criados artificialmente (PERRY,1888). Hartmann propôs, em 1891 que próteses fossem fixadas por meio de parafusos sobre implantes aloplásticos em forma de raiz. Em 1939 Strock tentou mudar a forma da raiz dentária dos implantes e usou liga de cromo-cobalto-molibdênio (Vitallium) e criou um implante dentário que se assemelhava a um parafuso de madeira. Em 1947 Formiggini apóia a idéia de Strock de que os implantes dentários não precisavam ser em forma de raiz e este conceito ganha força e alcança o auge nos anos 60 e inicio dos anos 70. Em 1962 na França, Scialom recomendou implantes agulhados,inseridos no osso maxilar e mandibular,em forma de bipé, tripé ou enfileirados como “ruas de agulhas”. Tramonte, 1965; Linkow, 1966 e Heinrich,1971, todos desenvolveram implantes na forma de parafuso e com materiais variados.Todavia, Linkow em 1968 desenvolveu um tipo especial de implante,que era em forma de lâmina e tinha como material,para sua confecção,o titânio, tal implante ganhou notoriedade mundial nos anos 70 e ainda hoje é o eleito por alguns profissionais.

2.2 Implantodontia Moderna

A origem da implantodontia dentária moderna tem como marco o ano de 1965, pois foi quando os “implantes Branemark” foram colocados em pacientes pela primeira vez.

A introdução da osseointegração na odontologia foi a responsável pelo crescimento motivacional de inúmeras pesquisas a respeito dos variados tipos de materiais e dos seus benefícios ou malefícios relacionados às superfícies dos implantes. Tais pesquisas,ainda vigentes, continuam e após varias décadas de estudos chegou-se à conclusão que o fenômeno da osseointegração pode ser manipulado através de incrementos nas superfícies dos implantes e tal manipulação deve estar apoiada em análises ósseas local e sistêmicas do candidato à terapia com implante.

Os trabalhos iniciais sobre osseointegração, desenvolvidos pela equipe do professor Branemark, foram realizados utilizando-se implantes de titânio comercialmente puro (TiCP) com superfície usinada (BRANEMARK, 1969; ALBREKTSSON, et. al., 1981).Os implantes eram instalados na região anterior da

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mandíbula ou maxila,unidos para uma melhor distribuição das cargas mastigatórias e utilizados para reabilitações de pacientes edentados totais. A alta taxa de sucesso dessa modalidade de tratamento levou a uma extrapolação da técnica e a partir de certo momento,passou-se a utilizar implantes osseointegrados para reabilitações de pacientes edentados parciais através de próteses parciais fixas ou unitárias .Com isso passou-se a instalar implante em regiões de pior qualidade óssea ,como a região posterior de maxila. As altas taxas de sucesso observadas anteriormente em estudos de longo prazo,com as superfícies usinadas,já não eram observadas (GROISMAN; VIDIGAL, 2005). Aliado a isso e comprovada a possibilidade de indução na fase de osseointegração ,surgiram as variações nas superfícies dos implantes tendo como protótipo a superfície lisa ou usinada e como base cientifica o fenômeno oriundo da porosidade e,mais recentemente,a classificação adaptada de Osborn (1985) que sugeriu três graus de compatibilidade baseados na diferença de comportamento químico dos biomateriais (materiais para implante) e suas possíveis reações teciduais :biotolerados,bioinertes e biorreativos.

Strunz (1984) atribuiu padrões histomorfológicos às reações teciduais de vários materiais de implantes.Dessa forma,os materiais biotolerados foram caracterizados por uma camada de tecido conjuntivo entre o implante e o osso (osteogênese à distância)como resultado da interação do osso com íons metálicos tóxicos ;os materiais bioinertes foram classificados pela osteogênese de contato (nenhuma reação com o leito do implante porque não há liberação de íons estranhos). A osteogênese adesiva (adesão físico-quimica) é uma característica dos materiais biorreativos. É o resultado da adaptação química e micromorfológica do osso. Com o resultado das análises dos biomateriais os pesquisadores resolveram montar o implante ideal mesclando os mesmos, ou seja, colocando as características favoráveis de cada biomaterial para montar um implante otimizado, pois, ficou claro que os materiais que favoreciam melhor a fase de osseointegração eram fracos mecanicamente e os materiais mecanicamente aprovados (dureza suficiente para suportar as cargas geradas pelas forças oriundas da oclusão) não favoreciam a fase da osseointegração, assim sendo, começaram a aparecer os famigerados métodos de tratamento de superfícies de implantes,tais como:por adição; por subtração;por subtração com precisão local (laser) e condicionamento químico (ataque ácido).

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Brunette (1988) em uma revisão sobre os efeitos da topografia da superfície implantar no comportamento celular, destacou que o osso se deposita indistintamente em superfícies porosas ou lisas, seja em implantes de cerâmica, titânio,ou uma ampla variedade de outras superfícies. A porosidade, portanto, de acordo com o autor, não seria condição necessária para que ocorresse aposição óssea.Conclui,entretanto,que a rugosidade desempenha um papel preponderante no percentual de aposição óssea sobre a superfície do implante.

As propriedades superficiais mais importantes são: topografia; química; carga superficial e molhamento (ALBREKTSSON et. al., 1981). Processos relevantes para a funcionalidade do dispositivo, tais como a adsorção de proteínas, interação célula-superfície e desenvolvimento celular e tecidual na interface entre o organismo e o biomaterial,são afetados pelas propriedades superficiais do implante (RATNER, PORTER, 1996; WENNERBERG, ALBREKTSSON, ANDERSSON, 1995)

O molhamento pode ser melhorado com uma extensiva hidroxilação/ hidratação da camada de óxido do titânio. Ele está diretamente relacionado à energia de superfície e influencia no grau de contato,entre a superfície do implante e o meio fisiológico (BORNSTEIN et. al., 2008; TEXTOR et. al., 2001)

Os implantes podem ser classificados de acordo com a sua composição em implantes de titânio ou construídos de outros materiais (tântalo, ouro, cerâmicas, zircônia, etc.).As superfícies dos implantes de titânio podem ser classificadas em cinco grupos: usinadas, macrotexturizadas, microtexturizadas, nanotexturizadas e biomiméticas.

2.2.1 Implantes de titânio

A característica primordial do titânio é que este reage em contato com o ar formando uma camada de óxido de titânio de forma imediata ( segundos) com a espessura de 2nm a 10nm, fornecendo resistência à corrosão (DONLEY,1991), sendo esta camada superficial de óxido a fornecedora da base de biocompatibilidade (LAUTENSCHLAGER,1993).

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A biocompatibilidade do titânio,contudo,não é garantida apenas pela resistência à corrosão,mas também,pela sua inatividade biológica,denominada de “indiferença biológica” devido ao fato de que os sinais da presença do metal não influenciam os tecidos.(WILLIAMS,1994)

2.2.2 Superfície usinada

Devido à presença de microrranhuras superficiais resultantes do processo de corte ou usinagem da peça metálica,ela não exibe características de completa lisura superficial. As ranhuras superficiais são consideradas de extrema importância para o processo de adesão celular e produção de matriz protéica.Os implantes usinados têm um valor médio de rugosidade de superfície (Ra) entre 0,53 e 0,96 µm (WENNEBERG, 1993; NENTWIG, 1994)

2.2.3 Superfícies Macrotexturizadas

O processo de texturização de superfície por adição mais comum é o de spray de plasma,realizado com partículas de titânio (Spray de plasma de titânio – SPT) (JENSEN, et. al., 1996; CARR, et. al., 2000) ou fosfato de cálcio(Spray de plasma de hidroxiapatita – SPH) (BUSER, et. al, 1991; LONDON, et. al., 2002), com espessura que variam de 10 a 40µm para o SPT e de 50 a 70µm para a SPH. Estudos clínicos reportam o sucesso alcançado com implantes de superfície porosa, como sendo muito superior aos alcançados com superfícies usinadas (JENSEN et al.,1998).

Vários estudos clínicos mostraram que os revestimentos HA levaram a bons resultados clínicos por um período de cinco anos.Relatou-se um sucesso estatístico de 95% num período de cinco anos (KIRSCH et al.,1991; KENT et al.,1990; KRAUSER,1989).

O jateamento com partículas de vários diâmetros é outro método freqüentemente usado para macrotexturização superficial, neste caso, por subtração (PILLIAR,1998). A superfície do implante é bombardeada por partículas,como

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silício,óxido de alumínio (Al2O3), óxido de titânio(TiO2) e vidro,criando,por meio de

abrasão,uma superfície com ranhuras irregulares,que variam de acordo com o tamanho e a forma das partículas e também das condições do jateamento (pressão,distância do bico do jato à superfície do implante e tempo de jateamento). A rugosidade média(Ra) pode variar entre 1,20 e 2,20µm (GOTFREDSEN K, KARLSSON, 2001; IVANOFF et. al., 2001).

A sinterização de partículas esferoidais de Ti (44 a 150µm), usando altas temperaturas e atmosfera controlada, forma uma estrutura com distribuição uniforme de poros interconectados de 300µm de profundidade, com um arranjo tridimensional de 100µm de abertura,o que é ideal para o rápido crescimento ósseo em seu interior (PILLIAR, 1998).

2.2.4 Superfícies Microtexturizadas

Outro método para texturização superficial por subtração é o ataque ácido (HSU et. al., 2007; KLOKKEVOLD et. al., 1997). A rugosidade média (Ra) da superfície é de 1,30µm (TEIXEIRA, 2001; SYCARAS et. al. 2000; PILLIAR, 1998).

Masaki et. al. (2005) avaliaram a promoção dos fatores osteogênicos da aderência dos osteoblastos e sua diferenciação nas superfícies dos implantes.Discos de titânio puro foram jateados e condicionados com ácido fluorídrico,processado sob atmosfera de nitrogênio e armazenados em NaCl isotônico (SLA-hidrofilica). As propriedades da superfície do implante tratadas contribuíram para regular a diferenciação dos osteoblastos influenciando o nível do osso e a dos fatores de transcrição no mesênquima com células pré-osteoblásticas.

O tratamento por ácido pode ser feito após a técnica de jateamento descrita anteriormente, com partículas grandes de óxidos de alumínio (250-500µm) e posteriormente atacada por ácido sulfúrico/ácido clorídrico é a superfície SLA [S= sandblasted (jateada); L= large grit (partículas grandes); A= acid etching (ataque ácido)]. Este tipo de superfície combina uma macrotexturização feita com o jateamento de partículas com a microtexturização causada pelo ataque ácido (GAHLERT et. al., 2007).

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O processamento a Laser é um novo método que produz, com um alto grau de pureza, rugosidade suficiente para uma boa osseointegração (GAGGL et. al., 2000). Dentre as diversas técnicas de formação metálica direta, a sinterização seletiva a Laser (SSL) oferece grandes benefícios potenciais no campo dos biomateriais, devido à sua capacidade de produzir, diretamente do metal em pó,componentes metálicos tridimencionais (3D) a partir de um modelo 3D virtual, com nenhuma ou mínima necessidade de procedimentos posteriores de refinamento (TRAINI et. al., 2008; HOLLANDER et. al., 2006). A superfície do metal recém-produzido pela SSL,embora rugosa,pode não ser ideal para promover a osseointegração.Ela deve ser passível de ser tratada com outros métodos convencionais para melhorar as respostas biológicas (TRAINI et. al., 2008).

2.2.5 Superfícies Nanotexturizadas

Uma superfície nanotexturizada pode ser obtida através de um aumento controlado da camada de óxido de titânio (TiO2), incluindo alterações nas

propriedades especificas na espessura,rugosidade e textura do óxido (HALL; LAUSMAA, 2000).O método de obtenção da superfície de óxido porosa é eletroquímico,chamado de oxidação anódica. A média de diâmetro dos poros fica em torno de 1 a 2µm. Esse tipo de superfície exibe uma topografia única,sem características agudas e com boa capacidade para reter líquidos e tecido ósseo. A camada de óxido é fortemente aderente ao metal subjacente, com ótima resistência ao desgaste,o que indica risco mínimo de liberação de partículas durante a inserção do implante (HALL; LAUSMAA, 2000; AL-NAWAS et. al., 2008).

No caso de implante ósseo, por exemplo, a interação das células com as nanocavidades pode resultar em um aumento expressivo em sua atividade proliferativa e em maior diferenciação celular, com maior expressão de proteínas relacionadas à diferenciação de osteoblastos,ou seja,as células que formam osso, revela o professor Paulo Tambasco de Oliveira,da FORP (OLIVEIRA et. al., 2004).

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2.2.6 Superfícies Biomiméticas

Atualmente, é possível depositar camadas de fosfato de cálcio sob condições fisiológicas de temperatura e pH pelo processo biomimético. Uma vez que as moléculas estando integradas à estrutura do material,elas podem ser liberadas gradualmente,à medida em que as camadas vão se degradando,o que aumenta o potencial de servirem como sistema de liberação lento de agentes osteogênicos para o sítio da implantação (LIU et. al., 2001).

Outra vantagem do processo de cobertura biomimética é que moléculas biologicamente ativas, como agentes osteogênicos,podem ser precipitadas com componentes inorgânicos para formarem uma matriz com propriedades tanto osteoindutora quanto osteocondutora (LIU et. al., 2001; LIU et. al., 2002).Nesse processo,células mesenquimais foram isoladas de biópsias da medula óssea,expandida in vitro e então cultivadas na superfície dos implantes,carregando uma camada de fosfato de cálcio e de BMP-233, criando implantes osteoindutores(fatores de crescimento)e osteocondutores (camada de fosfato de cálcio )( LIU et. al., 2001; YEO et. al., 2008).

2.2.7 Implantes constituídos por outros materiais:

Temos uma grande variedade, dentro da história da implantodontia,de materiais utilizados para a confecção dos implantes osseointegráveis ,porém,atualmente,somente dois tipos,além do titânio,são utilizados,a cerâmica e a zircônia devido a seus aspectos estéticos.

Pelas características mecânicas da cerâmica, ela pode ser pressionada ,porém é passiva de fratura em baixos níveis de tensão,dobra e torção.Os implantes teriam que ter dimensões geométricas grandes,limitando a sua indicação(KOHAL et. al., 2004). A ZrO2 possui uma coloração mais semelhante à do dente,o implante pode ser rosqueado ou cilíndrico,e a sua textura superficial pode ser modificada. Nenhuma união química ou física ocorre entre a ZrO2 e o biofilme bacteriano, diminuindo os riscos de periimplantite (OBLAK et. al., 2004).

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3. DISCUSSÃO

Vários trabalhos foram realizados buscando uma comparação dos diferentes métodos de tratamento de superfície. Estudos in vitro (PARK; DAVIES, 2000; KANG et. al., 2009; SUL et. al., 2002), estudos in vivo (Vidigal-Jr et. al., 1999; BUSER et. al., 2004; OATES et. al., 2007) e estudos clínicos longitudinais (FUGAZZOTTO; VLASSIS, 2007; YAMAMICHI et. al., 2008) procuram avaliar o quanto o tratamento da superfície dos implantes pode afetar os complexos mecanismos envovidos no fenômeno da osseointegração.

Estudos (KANG et. al., 2009; SUL et. al., 2007) que avaliam a topografia através da microscopia eletrônica de varredura(MEV),e avaliam a composição química através de espectroscopia fotoeletrônica de raios-x (XPS) e espectroscopia atômica por emissão (AES) concordam em dizer que os diferentes métodos de tratamento de superfícies influenciam diretamente na topografia e na morfologia dessas superfícies. Características como o tamanho dos poros, a orientação destes e até o depósito de outras substâncias sobre a superfície como o P, variam de acordo com o tipo de tratamento que a superfície foi submetida. Outros estudos (NEBE et. al., 2004; DELIGIANNI et. al., 2001) confirmam que as características topográficas das superfícies,assim como suas propriedades químicas influenciam diretamente nas respostas celulares,potencializando estas respostas e consequentemente influenciando todo o processo de osseointegração.

Segundo Brunette (1988) após pesquisas, concluiu que a rugosidade desempenhava um papel preponderante no percentual de aposição óssea sobre a superfície dos implantes e que as outras formas de superfícies recebiam à aposição óssea indistintamente, porém,de acordo com o autor, a porosidade da superfície não era a condição preponderante para que ocorresse a aposição óssea sobre a superfície do implante.

Motivados por similar curiosidade cientifica, D`Lima et. al. (1998) avaliaram diferentes superfícies de implantes cilíndricos transmedulares em 60 coelhos. As superfícies testadas foram as texturizadas em forma de malha( formato semelhante à lã de vidro), com porosidade mediana de 400µm e as jateadas com areia com rugosidade média de 18µm e as atacadas com ácido com 6µm de rugosidade em média.Através de microscopia de varredura,analisaram a porcentagem de superfície em contato com osso após 2,6 e 12 semanas da implantação,evidenciando de modo

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geral que as superfícies atacadas por ácido mostraram maiores médias de osseointegração que as tramadas ,ou seja, obtendo os mesmos resultados que os obtidos, em pesquisas, por Brunette em 1988 que de acordo com o mesmo a superfície rugosa era a que mais favorecia à otimização na fase de osseointegração. Considerando os argumentos supracitados, e com respaldo de estudos atuais, pode-se afirmar que o tratamento de superfície de implante usando técnica de subtração ou remoção de material é mais eficiente, para indução no processo da osseointegração, que os métodos que usam o processo de adicionar material, pois células envolvidas diretamente no processo da osseointegração como os macrófagos que exibem rugofilia , ou seja, preferem superfícies rugosas. As células epiteliais que são mais atraídas por superfícies rugosas do que por superfícies lisas, bem como as células osteoblásticas que aderem com maior facilidade às superfícies rugosas,assim sendo,fica explicado o motivo da atual supremacia das superfícies de implante rugosas em detrimento das outras formas de topografia de superfície.

Ainda Segundo Wenneberg (1993) o processo de confecção da superfície lisa, ou seja,o processo da usinagem é considerado o mais seguro no tocante a contaminação da superfície do implante,pois,nos implantes de superfícies texturizadas há o risco de ocorrer uma má neutralização dos agentes ácidos e óxidos utilizados no processo da texturização. Bem como, a não eliminação total de elementos abrasivos usados nas técnicas de abrasão mecânica.

As variadas formas de texturização de superfície de implante, afirma Nentwing (1994), constitui-se atualmente na maior preocupação enfrentada pelos fabricantes. Segundo análises longitudinais realizadas pelos mesmos autores e corroborada por outros, há uma menor contaminação, remanescente da fase de fabricação, em superfícies lisas quando comparada às texturizadas.

Analisando os estudos e pesquisas relatados pela literatura a respeito da preocupação em neutralizar os agentes ácidos e os óxidos utilizados nos processos de fabricação dos implantes, é possível entender que a fase de osseointegração é uma fase sensível é deve ser conduzida tomando todos os cuidados para que a mesma ocorra e a neutralização das impurezas superficiais dos implantes é fundamental nesta fase.

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De acordo com Li et al. (1999), que demonstraram através de testes laboratoriais, as diferenças apresentadas na resistência às forças de cisalhamento,entre as superfícies lisas ou usinadas e as mesmas superfícies após processo de tratamento com jateamento. As superfícies jateadas apresentaram resistência às forças de cisalhamento cinco vezes maiores que as superfícies unicamente usinadas ,resultando em maior resistência à remoção ao torque.

Considerando os resultados obtidos, em testes, por Li et al. (1999) e com base em vários estudos e pesquisas a respeito da topografia da superfície do implante e suas variações na indução do processo de osseointegração,tem-se que as superfícies rugosas resultam em um aumento da resistência de osseointegração na interface implante-osso devido ao aumento da área da superfície do implante.

Segundo os autores Jensen OT et al. (1998), já citados na revisão de literatura desta pesquisa, os implantes com superfície de SPT mostraram melhores resultados clínicos do que implantes usinados (TEIXEIRA, 2001; JENSEN et. al., 1998). Já Carr et al. (2000) não encontraram diferenças no percentual de contato osso-implante entre dispositivos com superfície SPT e usinada,contudo,em seu estudo,os implantes foram instalados em osso tipo I e esses foram submetidos à carga funcional por 6 meses,fatores esses que propiciam uma osseointegração mais precoce e um maior contato osso-implante. Quando os implantes tratados com SPT foram comparados a uma superfície tratada com ataque ácido mostraram valores semelhantes de contratorque após um mês de cicatrização (KLOKKEVOLD et. al., 1997). Já quando implantes tratados com SPT foram comparados com implantes tratados com SPH e ataque ácido, por meio de testes histométricos e biomecânicos,a superfície SPT obteve valores mais baixos que as outras duas.(CORDIOLI et. al., 2000).

Segundo Pilliar (1998), um significante aumento na retenção óssea foi observado nos implantes tratados com jateamento de partículas de dióxido de titânio (TiO2), Golfredsen et al. (2001), com excelentes resultados clínicos após 5 anos de carga. Ivanoff et al. (2001), mostraram que a texturização de superfície criada por jateamento levou a um maior contato osso-implante em comparação com a superfície usinada. Contudo, Cordioli et. al. (2000), não encontraram diferenças significantes nos valores de contratorque e de contato osso-implante entre implantes com superfícies jateada, maquinada e SPT, provavelmente justificado pelo fato de o

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experimento ter sido realizado em osso tipo I e ter sido deixado por um longo período de cicatrização.

Segundo Buser et. al. (1991), Jansen et al.(1998) e Strnad et al.(2000), a superfície, criada pelo spray de plasma de hidroxiapatita (HA), obteve os maiores percentuais de contato osso-implante na maioria das análises histológicas em comparação com outras superfícies,tanto em animais quanto em humanos.Esses dados não combinam entretanto,com os achados de London et al. (2002),que obtiveram resultados melhores para implantes tratados com ataque ácido.Todavia, relatos de falhas desse tipo de tratamento (SPH), como o deslocamento da hidroxiapatita e exposição das roscas do implante no meio bucal,foram responsáveis pelo declínio do seu uso.

Analisando o exposto, pelos autores supracitados, a respeito do tratamento de superfície com SPT (spray de plasma de titânio), SPH (spray de plasma de hidroxiapatita) e condicionamento químico (ataque ácido) fica comprovada a importância dos estudos realizados pelos pesquisadores Strunz (1984) e Osborn (1985). Strunz atribuiu padrões histomorfológicos às reações teciduais de vários materiais de implantes. Dessa forma, os materiais biotolerados foram caracterizados por uma camada de tecido conjuntivo entre o implante e o osso (osteogênese à distância) como resultado da interação do osso com íons metálicos tóxicos ;os materiais bioinertes foram classificados pela osteogênese de contato ( nenhuma reação com o leito do implante porque não há liberação de íons estranhos). A osteogênese adesiva (adesão físico-química) é uma característica dos materiais biorreativos. É o resultado da adaptação química e micromorfológica do osso.

Osborn (1985) sugeriu três graus de compatibilidade baseados na diferença de comportamento químico dos biomateriais e suas possíveis reações teciduais: biotoleradas; bioinertes e biorreativas. Assim sendo, pode-se afirmar que a hidroxiapatita é o material mais receptivo pelo osso, pois,é considerada dentro da tabela de graus de compatibilidade como sendo um material biorreativo,ou seja , ocorre uma adesão físico-química já o titânio ,dentro da mesma tabela,é considerado um material bioinerte,ou seja,osteogênese de contato e tal fato não proporciona osseointegração completa. Quanto ao ataque ácido, referido pelo autor London e seus colegas, é interessante mencionar os estudos de Brunette (1988), que através de suas pesquisas concluiu que as superfícies rugosas são as melhores

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no tocante a otimização na fase da osseointegração que qualquer outra e a melhor forma de se conseguir a superfície rugosa para implante é através de condicionamento químico, ou seja, ataque ácido, assim sendo,qualquer estudo comparativo usando os mesmos materiais mencionados nas pesquisas dos autores supracitados ,possivelmente,obterão os mesmos resultados clínicos.

Segundo os autores, Weilaender et al. (1991); Johnson (1992), que relataram um número maior de fracassos com os implantes revestidos com “HA”, contradizendo os sucessos postulados pelos autores Kirsch et al. (1991); Kent et al. (1990) ; Krauser (1989), tendo sido publicadas,pelos mesmos autores supracitados, recomendações contra o uso clinico da hidroxiapatita.

Considerando as contradições sobre o uso da hidroxiapatita (HA), Rams et al. (1991), explicam que por um lado,os implantes revestidos com HA exibem estrutura superficial biorreativa que leva a uma cicatrização óssea mais rápida em comparação aos implantes metálicos. Por outro, exatamente essa característica da superfície do implante parece ter efeitos negativos a médio e longo prazos devido à sua instabilidade .Relatam,ainda, que os implantes de HA removidos exibem com freqüência trincas ou até mesmo a perda completa do revestimento de HA e também mostram uma intensa colonização de micro-organismos.

Analisando os estudos dos autores supracitados no referente à HA (hidroxiapatita) entende-se que, apesar da mesma ser o material mais bem aceito pelo osso por ser um material cuja resposta biológica se dá através da adesão físico-química que é considerada como o objetivo máximo de interação molecular entre a superfície do implante e o osso hospedeiro,a HA não pode ser aceita como sendo o melhor biomaterial e sim como uma alternativa promissora que merece e vem tendo especial atenção por parte dos pesquisadores.

Segundo Masaki et. al. (2005), que através de pesquisas laboratoriais, realizadas manipulando discos de titânio puro com a técnica do jateamento e após submetendo–os a condicionamento com ácido fluorídrico, processados sob atmosfera de nitrogênio e armazenados em NaCl isotônico (SLA-hidrofilica), objetivavam obter uma superfície tratada que contribui-se para regular a diferenciação dos osteoblastos influenciando o nível do osso e dos fatores de transcrição no mesênquima utilizando células pré-osteoblásticas,

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corroborando,assim, com as pesquisas realizadas anteriormente por outros pesquisadores.

De acordo com Buser et al. (2004), que avaliaram dois tipos de tratamentos de superfície em relação à aposição óssea durante os estágios iniciais da osseointegração, através de um estudo em animais as superfícies testadas eram tratadas por jateamento por areia + ataque ácido (SLA), porém uma delas era quimicamente ativada (SLA- hidrofílica ). Os resultados demonstraram que o grupo com superfície ativada-hidrofilicamente apresentava uma maior média de contato osso-implante no período de duas a quatro semanas de acompanhamento, porém no período de oito semanas,a média do contato osso-implante não apresentava diferenças estatisticamente significantes. Isto demonstra que a velocidade da formação óssea também é influenciada pelo tipo do tratamento da superfície. Outro estudo desenvolvido por Oates et. al. (2007) demonstra que o aumento na velocidade da formação óssea pode influenciar diretamente na estabilidade do implante. Os mesmos tipos de superfície foram avaliados (SLA e SLA-hidrofilica) através de uma análise de freqüência de ressonância. Os resultados demonstraram que todos os implantes apresentaram sucesso clinicamente,porém foi observado que ocorreu uma mudança da estabilidade primária para a estabilidade secundária após um período de duas semanas para o grupo teste (SLA-hidrofílica) e de quatro semanas para o grupo controle (SLA). Isto demonstra um maior potencial de formação óssea no grupo teste comparado ao grupo controle, concordando assim com o estudo anterior realizado por Buser et al. (2004), e reforça a tese da velocidade de formação óssea influenciar diretamente a estabilidade do implante.

Segundo Yahyapour et al. (2004), o condicionamento ácido da superfície apresentou uma influencia estimulante adicional quanto às taxas de aposição óssea.Outro aspecto interessante a favor do ataque ácido está relacionado com a contaminação do parafuso.Estudo sugere que a molhabilidade insuficiente pode influenciar no condicionamento inicial da superfície pelos componentes do sangue e afetar subseqüentemente a quimiotaxia celular,assim sendo,uma modificação no método SLA alterando a estrutura química da superfície transformando-a em superfície hidrofílica, ou seja,superfície com maior potencial de molhabilidade ou capacidade de retenção-hídrica, permite uma osseointegração mais rápida e aumenta a estabilidade reduzindo o tempo de fixação de 12 semanas para 2 a 4

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semanas. Explica, ainda, os autores que nesta nova técnica denominada de SLA-hidrofílica , a superfície do implante é hidroxilada e esta mudança química melhora as condições consideradas ideais para a adsorção direta das proteínas,assim promover a iniciação imediata da integração do implante no sitio ósseo.

De acordo com Ruup et al. (2006) a superfície SLA-hidrofílica é constituída por meio de um processo de produção em que a superfície do implante é secada sob atmosfera de nitrogênio,e o implante armazenado imerso em solução de NaCl isotônico.Ainda segundo os mesmos autores, o SLA-hidrofílico foi desenvolvido para otimizar a estabilidade,diminuindo o tempo entre as fases de fixação primária e secundaria que são fases consideradas criticas no período pós implantação e o sucesso das mesmas é fundamental para que ocorra o processo da osseointegração. Em pesquisa realizada pelos mesmos autores,num prazo de 8 semanas, com objetivo de elucidar as vantagens da superfície SLA-hidrofílica sobre á superfície SLA. Os autores relataram que as superfícies comparadas não apresentaram diferenças aparentes quando ambas possuíam a mesma topografia,porém foram observadas diferenças estatisticamente significantes com 2 ou 4 semanas de reparação: isto exprime que as alterações não foram conseqüência da topografia mas provavelmente pelas alterações nas estruturas químicas.

Considerando o exposto a respeito da SLA-hidrofílica, pode-se afirmar que a submersão de um implante em solução isotônica parece proteger sua superfície dos carbonatos e componentes orgânicos que ocorrem, naturalmente, na atmosfera preservando-a limpa e ativa. Ficou explícito que a SLA-hidrofílica conseguiu promover uma redução no período de reparação óssea, nos pacientes, de três meses para seis semanas e em implantes colocados em osso de densidade regular. Contudo, fica evidente que a superfície SLA-hidrofílica poderá no futuro oferecer uma redução ainda maior, para tanto, novas pesquisas deverão ser elaboradas para elucidar melhor os mecanismos que levaram à essa interação molecular otimizada apresentada pela SLA-hidrofílica.

De acordo com Hsu et al. (2007), o ataque ácido reduz as concentrações de C,Ti e N,porém aumenta a quantidade de O.Revelando uma superfície mais oxidada que a maquinada. Klokkevold et al. (1997) estudaram a força de osseointegração através da análise do torque reverso de implantes com superfície tratada com

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ataque ácido e usinados. Os resultados mostraram que implantes tratados quimicamente apresentaram uma força de resistência ao torque reverso 4x maior que os usinados 2 meses após a instalação do implante.

Cordioli et al. (2000) fizeram uma comparação histomorfométrica e biomecânica da resposta óssea com 4 tipos diferentes de topografia de superfície de implante: usinado, jateado, SPT e ataque ácido. O valor de torque reverso foi maior no grupo tratado com ataque ácido,enquanto o menor foi no grupo usinado,o que está de acordo com estudos de Sammons et al. (2005). Não foi encontrada diferença estatisticamente significante nos valores de torque reverso entre os grupos tratados com SPT e jateamento ou entre o grupo tratado com jateamento e usinado.

Considerando o exposto, pelas pesquisas realizadas, pelos autores supracitados, e outros, no que concerne às avaliações da osseointegração através da análise da força necessária para remover o implante após um período de tempo estipulado por pesquisa e tendo como instrumento de medição o torquímetro.Pode-se inferir que o ataque ácido elimina a contaminação e o estado hidrofóbico da superfície,permitindo melhor adsorção das proteínas e,assim sendo,melhora o grau de embricamento entre a superfície do implante e o osso.

Segundo Hollander (2006), o tratamento de superfície a laser apresenta a vantagem de ser um procedimento rápido,exato e livre de impurezas,porém ainda assim existe a necessidade do seu processamento com outras modalidades de tratamento de superfície,para apresentar características ideais à osseointegração.

De acordo com Gaggl et. al. (2000), a contaminação de superfícies de titânio que receberam técnicas tradicionais de texturização influenciou pesquisadores a desenvolver técnicas cuja realização não exigisse diferentes elementos químicos .O laser,por ser um feixe de luz concentrado,que necessita somente de um meio físico para propagar-se,foi utilizado para este fim. Estudos preliminares indicaram uma superfície mais regular quando da análise topográfica para implantes texturizados por laser,apresentando rugosidades com profundidade e diâmetro maiores ou menores de acordo com a propagação de intensidade do pulso da fonte emissora. Além disto,o grau de contaminação superficial de implantes texturizados por laser, em comparação com as técnicas tradicionais de adição e subtração superficial, foi significativamente menor.

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Segundo Schmilk (1991), o laser foi usado para criar “rugosidade” (microestruturas) na superfície do implante .Uma vantagem é que o laser pode ser direcionado com precisão em ângulos predeterminados (p.ex.,apical,coronário e perpendicular à superfície).Essa tecnologia torna possível a criação de micro-retenções regularmente orientadas em contraste com as rugosidades de superfícies completamente sem orientação que são produzidas,por exemplo,pelo revestimento de plasma spray de titânio ou por meio de jateamento.

Analisando o exposto pelos autores supracitados, a respeito do laser, pode-se afirmar que a vantagem do processo à laser está na alta reprodutibilidade de ponto para ponto e de unidade irradiada para unidade irradiada. Outra vantagem do laser está na possibilidade de manipular o feixe por meio de um sistema ótico para modificar a superfície de objetos de complexa geometria. Porém a grande diferenciação do processamento a laser em relação aos processos convencionais de modificação de superfície está na ausência de qualquer elemento ou ferramenta de contato e a baixíssima deformação termomecânica no produto.A conseqüência mais importante desta capacidade do processamento à laser para tratar superfícies de dispositivos biológicos está na possibilidade de eliminação do risco de contaminação inerente ao mesmo.

De acordo com Sennerby e Miyamoto (2000), que compararam a superfície SLA com a alterada por oxidação do titânio ( oxidação anódica-nanotexturização). O estudo, realizado em coelhos e usando métodos de análise por freqüência de ressonância e torque de inserção, concluiu que o implante com a superfície tratada por oxidação anódica mostrou uma tendência a um aumento mais rápido na estabilidade quando comparado com o implante com SLA, possivelmente devido aos efeitos combinados da superfície,design e preparação.

Todos os autores acima descritos, no entanto,foram unânimes em afirmar a necessidade de estudos clínicos controlados,realizados em humanos ,para comprovar a eficiência das propriedades da superfície de titânio oxidado.

Segundo os autores Meirelles et al. (2008) que avaliaram três tipos de superfície de implantes através de diferentes metodologias (interferômetro, MEV, XPS) e as respostas do tecido ósseo a esses implantes (torque de remoção,avaliação histológica). As superfícies avaliadas sofreram três tipos de tratamento de superfície: jateada por TiO2; jateada por TiO2 + tratamento com ácido

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fluorídrico; e jateada por TiO2 + modificada por partículas de HA nanométricas. Os resultados demonstraram que o tratamento químico das superfícies produziu uma nanotopografia sobre a microtextura das superfícies jateadas. Análises químicas demonstraram a presença de íons específicos sobre as superfícies modificadas, como íons flúor para os implantes submetidos ao tratamento com ácido fluorídrico e íons de Ca e P para a superfície submetida a partículas de HA. Os resultados dos testes de torque de remoção demonstraram maiores valores de torque para as superfícies modificadas, comparadas à superfície jateada por TiO2 isto indica que a nanotopografia associada à deposição de íons específicos sobre a superfície promove uma maior e mais rápida formação óssea,o que pode ser comprovada através dos exames histológicos. Estes resultados estão de acordo com os resultados de outros estudos (TELLEMAN et. al., 2009; ABRAHAMSSON et. al., 2008), demonstrando que a deposição de nanopartículas associada à nanotopografia potencializa a osseointegração.

De acordo com o estudo realizado por Yeo, Han e Yang (2008) que investigaram a resposta óssea precoce e aspectos biomecânicos de implantes de titânio com 4 diferentes tratamentos de superfície [cobertura de metafosfato de cálcio (biomimético), oxidação anódica, SPH e usinado].

Todos os implantes com superfície modificada apresentaram respostas ósseas iniciais superiores aos usinados (LIU et. al., 2001). Nenhuma diferença estatisticamente significante foi encontrada entre os grupos com superfície tratada,contudo a que apresentou maiores valores foi obtida com a superfície anodizada.Um estudo muito semelhante e,em acordo com este,foi realizado por Al-Nawas et. al. (2008), que analisaram 4 diferentes tipos de tratamento de superfície:usinados,oxidação anódica, jateamento/ataque ácido e SPT. Uma média de 50 a 70% de contato osso-implante foi encontrado para todos os tipos de implantes. Os implantes com a superfície tratada com oxidação anódica apresentaram uma média de contato osso-implante 8% maior que os usinados. Os implantes tratados com SPT e jateamento/ataque ácido não apresentaram diferenças estatisticamente significantes.

Analisando o exposto, pelos autores supracitados, sobre a superfície de implante nanotexturizada, é interessante mencionar as pesquisas atualizadas do professor Tambasco (2006), que corrobora com os mesmos e também mostra novas

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oportunidades de tratamento que estão sendo aprimoradas com as modificações de superfície em escala nanométrica. Tambasco relata que a estratégia de imersão de metais em soluções químicas para alterar sua superfície já é conhecida há anos. A novidade desse estudo é o fato de se fazer modificação em escala nanométrica, utilizando diferentes combinações de ácidos (ou bases) e oxidantes. Pesquisas revelam que as proteínas são adsorvidas diferentemente quando a superfície de um biomaterial é modificada na nanoescala. A modificação faz com que as células reajam diferentemente à superfície metálica, tanto pela própria modificação da topografia ,resultando em alteração na morfologia celular,como pelo impacto que essa mudança tem no processo de adsorção de proteínas do plasma. Como as proteínas são diferentemente adsorvidas no metal, as células podem reconhecer um ambiente mais interessante à sua adesão e proliferação, ou não, explica o professor. Por exemplo, no caso de próteses vasculares, nanotopografias podem impedir a formação de trombos, o que é desejável. Para os implantes dentais e ortopédicos,devem favorecer o crescimento ósseo, explica o professor Tambasco.

Considerando os estudos anteriores, sobre a nanotexturização, e as pesquisas atualizadas do professor Tambasco é possível afirmar que houve avanços nas técnicas e atualmente a nanotopografia de implante é uma realidade que não pode deixar de ser explorada.

De acordo com Kokubo et al. (2002), o processo de deposição biomimética se baseia na precipitação heterogênea de fosfatos de cálcio sobre substratos,metálicos ou não,por meio da imersão desse substrato,por vários dias,em soluções que simulam o plasma humano (SBF). No caso em que a deposição seja realizada em um substrato metálico, por exemplo, titânio, o metal é previamente ativado em uma solução alcalina ,geralmente NaOH, para formação de uma camada de titanato de sódio em substituição ao óxido de titânio presente originalmente na superfície do metal.Em seguida,o substrato é colocado em uma solução saturada em cálcio para que se forme uma camada de titânio de cálcio em substituição ao titanato de sódio,e quimicamente unida ao metal do corpo do implante.Finalmente,quando este substrato é imerso em solução SBF, por meio do mecanismo de precipitação heterogênea, deposita-se uma camada de HA na superfície do implante,sendo posteriormente sinterizada. Estes procedimentos ativam a superfície do metal acelerando o processo de nucleação e crescimento de fosfato de cálcio .Groot

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(1998), afirma que no processo biomimético, a nucleação e crescimento de fosfatos de cálcio criam camadas intermediarias que garantem uma união química do recobrimento com o substrato,com uma espessura que varia entre 1 e 5 µm .

Segundo Braga (2006), o processo biomimético de recobrimento de superfície de implante com hidroxiapatita que vem se apresentando bastante interessante para superfícies biofuncionais é o método biomimético. Isto se deve à sua capacidade de gerar camadas extremamente finas, inibindo resultados de dissimilaridades nas propriedades mecânicas com relação ao substrato metálico, pela característica de ligação química com o substrato e não simplesmente adesão física como no caso da técnica de aspersão térmica (plasma-spray), e de se desenvolver em ambiente simulando o fluido corpóreo SBF( Simulated Body Fluid).

Este método se baseia na preparação da superfície do corpo a recobrir, de tal forma que a mesma contenha íons que atuem como agentes nucleantes de hidroxiapatita, como íons alcalinos e íons OH. Assim tratado, o corpo é imerso em um meio liquido contendo íons dos elementos químicos formadores da camada cerâmica em balanço na proporção estequiométrica da molécula formadora do depósito esperado,ou seja,hidroxiapatita. Em condições especiais de controle como pH,tempo e temperatura,minúsculos Cristais começam a se formar na superfície pré- tratada do corpo. Uma vez obtida a espessura esperada do depósito sobre a superfície do substrato, este é tratado termicamente para a consolidação da ligação química com a camada formada e obtenção da sua cristalinidade desejada (BRAGA, 2006).

Considerando os estudos e pesquisas realizados pelos autores supracitados . Pode-se inferir que o recobrimento biomimético com hidroxiapatita em nada lembra o feito no processo de aspersão térmica utilizado na confecção do tratamento SPH (spray de plasma de hidroxiapatita),visto que,o substrato com SPH ocorre por uma adesão física e no caso do processo biomimético a adesão é química e o desenvolvimento do mesmo (processo biomimético) se dá em ambiente simulando o fluido corpóreo SBF (Simulated Body Fluid) ,assim sendo,é possível afirmar que o tratamento biomimético de superfície de implante utilizando a HA está de certa forma corroborando com os estudos de outros autores citados ,neste trabalho,que defendiam o uso da HA por ser a mesma um material ,considerado, biorreativo, ou seja, promovedor de interação físico-química. Em suma, o processo biomimético

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removeu os problemas apresentados pelo processo SPH e viabilizou o uso da hidroxiapatita com o seu poder biorreativo de uma forma segura e com bom prognóstico longitudinal.

Kohal et. al. (2004) compararam o comportamento histológico de implantes de zircônia com os de titânio em macacos. Os implantes de titânio foram tratados por meio de jateamento com óxido de alumínio e ataque ácido, enquanto os implantes de zircônia foram somente tratados com jateamento com partículas de vidro. Após análises dos resultados, eles concluíram que o custo para a confecção dos implantes foi o mesmo,e a porcentagem de contato osso-implante e tecido mole-implante não foi estatisticamente diferente,apesar de os valores terem sido ligeiramente maiores para os implantes de titânio. Contudo, Gahlert et. al. (2007) fizeram uma comparação histológica e biomecânica entre implantes de zircônia maquinados e jateados com partículas de vidro e implantes de titânio de superfície SLA, em que concluíram que os implantes de zircônia, apesar de oferecerem importantes vantagens em áreas estéticas, ainda apresentam características biomecânicas piores que as de titânio e se assemelham no quesito de não eleição às cerâmicas .

Analisando o exposto, pelos autores supracitados, a respeito de implantes constituídos por outros materiais, ou seja,a não utilização do titânio. Por exemplo, a pesquisa com a zircônia sendo utilizada na confecção de implante e o motivo da mesma não ser um material de uso constante mesmo que se saindo bem quando comparada a outros materiais de comprovado sucesso clínico na implantodontia .Pode-se citar, como explicação, a definição de Osborn (1985), a mesma postula que em geral, as substâncias que possuem boas características biológicas são acompanhadas de características mecânicas precárias e vice-versa.

A zircônia e,também, as cerâmicas, como maiores desvantagens, possuem baixa resistência à tração e ao cisalhamento e são friáveis ,o que faz com que geralmente sejam utilizadas como cobertura de superfície para implantes metálicos. Consideradas como inviáveis pelos fabricantes de implante ,visto que, atualmente para que um material seja aprovado como biomaterial (material para implante) ,ele deve possuir geralmente os seguintes requisitos: compatibilidade biológica ;compatibilidade mecânica ; funcionalidade e praticidade,porém no quesito

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compatibilidade mecânica ,que é de grande importância, tais materiais deixam a desejar e por assim serem perdem a aplicabilidade.

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CONSIDERAÇÕES FINAIS

Após os estudos e análise de pesquisas mostrados neste trabalho, visando a elucidação dos mecanismos de interação molecular atuantes na interface osso-implante, ainda assim, o percentual de contato entre osso e implante necessário para gerar uma ancoragem suficientemente eficaz para permitir que um implante receba carga funcional permanece incerto, pois, são inúmeras as variáveis(problemas do paciente: psíquico; fisiológico e sistêmico) e elas não estão unicamente relacionadas à qualidade óssea no local da implantação e nem à forma de tratamento de superfície do implante. Todavia, os métodos de análise histomorfométrica e os testes biomecânicos, que são comumente utilizados para medir o embricamento ósseo entre o osso hospedeiro e a superfície do implante, continuam sendo considerados viáveis, visto que, são confiáveis e relatam de uma forma fidedigna os seus resultados.

Considerando as análises de superfície de implante expostas neste trabalho, pode-se afirmar que os implantes usinados tiveram um grande declínio de uso clínico,havendo pouca disponibilidade comercial deste, devido aos melhores resultados clínicos e laboratoriais dos implantes de superfície tratada,porém o seu emprego como controle negativo nas pesquisas ainda tem o seu valor.Em face do exposto ficou claro que o sucesso da implantação está, também, relacionado a escolha do tipo de superfície do implante e os resultados colhidos em pesquisas relatam que a rugosidade superficial vem sendo um fator importante para a escolha do implante porque ,a mesma,aumenta a área de osseointegração entre o osso e o implante. Partindo desta premissa, tem-se o jateamento da superfície do implante que promove macrorrugosidade na textura superficial e o ataque ácido que além de promover macrorrugosidade elimina a contaminação e também o estado hidrofóbico da superfície, permitindo melhor adsorção das proteínas, logo, evidencia-se assim o motivo da preferência entre os profissionais e o respaldo industrial conseguidos por tais métodos de tratamentos de superfície. Todavia, mesmo com o sucesso alcançado através dos tais métodos mencionados, atualmente, percebe-se uma tendência por parte da indústria em incrementar pesquisas e estudos voltados à superfície nanotexturizada.

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Em suma, por meio dos estudos inerentes neste trabalho, foi possível concluir que o objetivo principal de todos os tipos de tratamentos de superfícies de implante está na aceleração do processo de osseointegração que, por sua vez, diminui o período de transição entre a fase da estabilidade primária da implantação e a secundária, que é considerado um dos períodos mais críticos do pós-operatório e, por conseguinte, diminuindo esse período de tempo considerado critico, possibilita a instalação precoce da prótese, favorecendo o andamento do tratamento e diminuindo o tempo do mesmo.

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Referências

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