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Universidade do Grande Rio “Prof. José de Souza Herdy”
UNIGRANRIO
Luciane Ferreira Negrão
AVALIAÇÃO DE TORQUES DE INSERÇÃO E DE REMOÇÃO E
ALTERAÇÕES DE SUPERFÍCIE DE IMPLANTES POROUS E POROUS NANO
Duque de Caxias
2014
Luciane Ferreira Negrão
AVALIAÇÃO DE TORQUES DE INSERÇÃO E DE REMOÇÃO E
ALTERAÇÕES DE SUPERFÍCIE DE IMPLANTES POROUS E POROUS NANO
Dissertação apresentada à Universidade
do Grande Rio “Prof. José de Souza
Herdy”, como parte dos requisitos parciais
para obtenção do grau de mestre em
Odontologia.
Área de Concentração: Periodontia
Orientadora: Prof.ª Dr.ª Carina Maciel da
Silva Boghossian
Duque de Caxias
2014
DEDICATÓRIA
A minha mãe,
meu irmão Igor e Dinda Dila.
AGRADECIMENTOS
A Universidade do Grande Rio, pela oportunidade.
À minha orientadora, que caiu dos céus, Prof.ª Dr.ª Carina Maciel da Silva
Boghossian, que me ajudou e acrescentou no meu conhecimento científico.
Ao Prof. Celso Resende, que disponibilizou seu tempo para trabalhar
efetivamente nas cirurgias dos animais. Sou eternamente grata.
Ao Prof. Dr. Carlos Nelson Elias e Instituto Militar de Engenharia, IME, pela
doação dos implantes utilizados no presente estudo e pelo apoio e incentivo.
Aos meus amigos de turma de Mestrado, em especial Mariam Tansi Ibrahim,
pela troca de conhecimentos durante todo o curso, ajuda e apoio, principalmente
durante a fase in vivo da pesquisa, bem como pelas conversas agradáveis nos
intervalos.
Aos veterinários Prof. Fabio Monteiro e Dr.ª Jaqueline Cavalcanti pela
realização das cirurgias e a todos os funcionários do biotério da UNIGRANRIO, que
sempre estiveram dispostos a ajudar.
Aos professores do curso de Odontologia, pela importância das aulas
ministradas, fatores indispensáveis à consolidação do pensamento científico.
Aos Prof. Dr. Marcio Eduardo Fallabela e Prof.ª Dr.ª Denise Gomes pela
oportunidade e apoio, além de todos os ensinamentos científicos.
Aos funcionários e amigos do Departamento Periodontia e de Pós-graduação
em Odontologia da UNIGRANRIO, muito importantes para que minhas clínicas e
pesquisas pudessem ser realizadas.
A minha mãe, Maria dos Anjos Ferreira, meu irmão, Igor Ferreira Negrão e
Dinda Idileia Ferreira da Cunha, por toda a contribuição para a formação e
consolidação do meu caráter, mostrando a importância da amizade, da solidariedade
e do respeito às diferenças.
À minha filha de coração mais linda e amada afilhada, Luísa Ferreira Peixoto,
por minhas ausências.
Ao meu querido companheiro Marcello Souza Alves, que sempre esteve ao
meu lado, me incentivando e encorajando a ir em frente e a superar as dificuldades.
Obrigada por tudo.
À Família Ferreira e a todos os amigos que contribuíram direta ou indiretamente
para meu crescimento durante estes dois anos, pela compreensão da minha ausência
neste período.
“Aprender é a única coisa que a mente nunca se
cansa, nunca tem medo e nunca se arrepende.”
- LEONARDO DA VINCI
RESUMO
O presente estudo teve como objetivo avaliar microscopicamente a superfície
de implantes dentários, Porous e Porous Nano, quando submetidos a diferentes
torques após 40 dias de implantação em tíbia de coelho, assim como incidência de
trincas e fraturas com diferentes torques aplicados in vitro em implantes Conexão –
Master Actives e Easy Grip Porours e Active. Seis coelhos adultos machos e
saudáveis da raça Nova Zelândia receberam dois tipos de implantes, Porous (tratado
com ácidos) e Porous Nano (tratado com ácidos seguido de imersão em solução com
fluoretos), na tíbia esquerda. Os implantes foram instalados e removidos com
diferentes torques. Os animais foram sacrificados aos 40 dias. Os implantes foram
removidos e suas superfícies analisadas através de microscopia eletrônica de
varredura, obtendo-se a mensuração da proporção de superfície coberta por tecido
ósseo aderido. A tíbia direita dos animais foi utilizada para instalação in vitro de
implantes com diferentes torques de inserção e remoção e diferentes técnicas de
fresagem, com estas tíbias fotografadas em Microscópio Biológico Monocular para a
mensuração do comprimento das linhas de trincas/fraturas. Assim, conclui-se que não
existem diferenças significativas nos torques de inserção ou remoção entre os
implantes Porous e Porous Nano. Porém, há uma maior aderência óssea à superfície
do implante Porous quando comparado ao implante Porous Nano. A produção de
trincas e fraturas ósseas em tíbia de coelho in vitro pode estar associada ao tipo de
fresagem, além dos torques de inserção e de remoção aplicados. Além disto, o torque
de remoção é sempre menor que o de inserção, independentemente da superfície do
implante.
Palavra-chave: torque de inserção, torque de remoção, implante porous nano,
implante porous, Microscopia Eletrônica de Varredura, MEV, superfície de implante,
fratura/trinca óssea.
ABSTRACT
The present study aimed to evaluate microscopically the surface of dental
implants, Porous and Porous Nano, when subjected to different torques after 40 days
of implantation in rabbit tibia, as well as incidence of cracks and fractures when
different torques applied in vitro in implants Conexão - Master Actives and Easy Grip
Porours and Active. Six healthy New Zealand male adult rabbits received two types of
implants, Porous (treated with acids) and Porous Nano (treated with acid followed by
soaking in solution with fluoride) in the left tibia. The implants were installed and
removed with different torques. The animals were sacrificed at 40 days. The implants
were removed and their surfaces examined by scanning electron microscopy, obtained
to measure the proportion of surface covered by adhering bone tissue. The right tibia
of animals was used for installation of implants in vitro with different implant insertion
and removal torques and different milling technias, with these tibias were
photographed in Biological Monocular Microscope for measuring the length of the lines
of cracks/fractures. Therefore, it was concluded that there is no significant differences
in the insertion/removal torques between Porous and Porous Nano implants. However,
there is a trend to a higher adherence of bone tissue to the surface of Porous implant
when compared to Porous Nano. The in vitro production of fractures and cracks in
rabbit tibia can be associated to the type of milling, in addition to the applied
removal/insertion torques. Moreover, the removal torque seems to be lower than the
insertion torque, regardless of the implant surface.
Key words: insertion torque, removal torque, Porous Nano implant, Porous
implant, Scanning Electron Microscopy, implant surface, bone fractures/crocks.
LISTA DE QUADROS E TABELAS
Quadro 1. Implantes utilizados na tíbia direita dos animais experimentais
com diferentes fresagens ..............................................................
49
Tabela 1. Peso dos animais experimentais (N=6) ao longo do estudo em
kilograma e a média ± desvio-padrão nos três momentos de
mensuração ...................................................................................
50
Tabela 2. Incidência e dimensão (comprimento em mm) de fraturas/ trincas
produzidas em tíbia de coelho quando diferentes implantes com
diferentes fresagens e torques de inserção e remoção foram
testados in vitro..............................................................................
58
LISTA DE FIGURAS
Figura 1. Fotografia do torquímetro digital (Torquímetro Digital, Torque
Meter Lutron TQ-8800) utilizado para medir os torques de
inserção e de remoção dos implantes...........................................
42
Figura 2. Fotografia da incisão na tíbia, que foi de aproximadamente 10 cm
e realizada com lâmina de bisturi número 15................................
43
Figura 3. Fotografia da posição completa do sítio ósseo na tíbia esquerda
de coelho para a colocação dos implantes....................................
44
Figura 4. Fotografia do preparo da loja óssea para a instalação dos
implantes.......................................................................................
44
Figura 5. Fotografia de duas lojas ósseas preparadas na tíbia esquerda de
coelho para a instalação dos implantes Porous e Porous Nano...
45
Figura 6. Fotografia dos dois implantes, Porous e Porous Nano, instalados
na tíbia esquerda de coelho...........................................................
45
Figura 7. a) Fotografia da verificação dos torques com torquímetro cirúrgico
Conexão Sistemas de Prótese. b) Fotografia do kit cirúrgico da
Conexão Sistemas de Prótese.......................................................
46
Figura 8.
Fotografias das peças ósseas removidas (a), da remoção dos
implantes com torquímetro digital (b) e dos implantes separados
das peças ósseas (c).....................................................................
47
Figura 9.
Fotografias da tíbia direita de coelho, removida após a eutanásia
(a) e logo após a colocação dos implantes (b)..............................
48
Figura 10.
Gráfico demonstrando o torque de inserção aplicado durante a
colocação dos implantes Porous e Porous Nano..........................
51
Figura 11. Gráfico demonstrando o torque de remoção aplicado aos
implantes Porous e Porous Nano nos dias 0 e 40 após a
colocação.......................................................................................
52
Figura 12. Microfotografia de microscopia eletrônica de varredura em
aumento de 100 vezes dos implantes removidos no dia 40 após
a colocação. a: implante Porous; b: implante Porous Nano..........
53
Figura 13. Microfotografia de microscopia eletrônica de varredura em
aumento de 500 vezes dos implantes removidos no dia 40 após
a colocação. a: implante Porous; b: implante Porous Nano..........
53
Figura 14. Microfotografia de microscopia eletrônica de varredura dos
implantes removidos no dia 40 após a colocação. a: implante
Porous com aumento de 2000x; b: implante Porous Nano com
aumento de 2500x.........................................................................
54
Figura 15. Porcentagem média de área de superfície coberta por tecido
ósseo verificado através de microscopia eletrônica de varredura.
Colunas representam percentagem média (± erro-padrão da
média) nos grupos. Valor de p > 0,05, teste de Mann-Whitney.....
54
Figura 16. Gráfico demonstrando os torques de inserção e de remoção
aplicados a três diferentes implantes fresados (F) com quatro
diferentes métodos. Master Actives: implantes 1, 2, 3 e 4; Easy
Grip Porous: implantes 5 e 6; Easy Grip Actives: implantes 7 e 8.
*valor de p = 0,012 refere-se a diferença entre o torque de
inserção e o de remoção incluindo todos os grupos, teste
Wilcoxon.........................................................................................
55
Figura 17. Microfotografias com perfurações realizadas com para o implante
Master Actives em peça óssea (tíbia de coelho) (a) sem
fraturas/trincas e (b) com múltiplas fraturas/trincas........................
56
Figura 18. Microfotografias com perfurações realizadas com para o implante
Easy Grip Porous em peça óssea (tíbia de coelho) com
fratura/trinca...................................................................................
56
Figura 19. Microfotografias com perfurações realizadas com para o implante
Easy Grip Actives em peça óssea (tíbia de coelho) (a) sem
fraturas/ trincas e (b) com fraturas/trincas.......................................
57
b
LISTA DE NOTAÇÕES E ABREVIATURAS
Al2O3 Óxido de alumínio
ATP Adenosina Trifosfato
Ca Cálcio
CAUAP Comissão de Avaliação do Uso de Animais em Pesquisa
CCS Centro de Ciências da Saúde
CSF-M Fator Estimulador de Colônia para Macrófagos
EDS Espectro de energia dispersiva
H2SO4 Ácido Sulfúrico
HCl Ácido Clorídrico
IME Instituto Militar de Engenharia
IL Interleucinas
JNK quinase c-jun N-terminal
µm Micrômetro
MEV Microscópio Eletrônico de Varredura
Nd: YAG Neodímio Ítrio Alumínio Granada
N Newton
N.cm Newton centímetro
nm Nanômetro
OPG Osteoprotegerina
P Fosforo
PTH Hormônio da paratireoide
RANK Receptor ativador nuclear kappa B
RANKL Ligante do receptor ativador nuclear kappa B
SLA Jateamento de areia e ataque ácido
SPH Spray de plasma de hidroxiapatita
SPT Spray de plasma de titânio
TGF- β Fator de transformação de crescimento
Ti Titânio
TiO2 Óxido de titânio
TNF Fator de necrose tumoral
UFRJ Universidade Federal do Rio de Janeiro
SUMÁRIO
1. INTRODUÇÃO .................................................................................. 15
2. REVISÃO BIBLIOGRAFICA ............................................................. 17
2.1 TECIDO ÓSSEO ............................................................................... 17
2.2 IMPLANTES DENTÁRIOS ................................................................ 25
2.2.1 SUPEFÍICIE DO IMPLANTE ............................................................. 27
2.2.2 TORQUE ........................................................................................... 33
2.2.3 INTERFACE OSSO/IMPLANTE ........................................................ 36
3. OBJETIVOS ..................................................................................... 40
4. MATERIAL E METÓDOS ................................................................. 41
4.1 MODELO ANIMAL ............................................................................ 41
4.2 ESTUDO DE TORQUE DE INSERÇÃO E REMOÇÃO EM
DIFERENTES TEMPOS APÓS A IMPLANTAÇÃO ...........................
41
4.2.1 MATERIAL IMPLANTADO ................................................................ 41
4.2.2 PROCEDIMENTO CIRURGICO ....................................................... 42
4.2.3 EUTANÁSIA 46
4.2.4 ANÁLISE DE SUPERFÍCIE ............................................................... 47
4.2.5 MICROSCOPIA ELETRÔNICA DE VAREDURA .............................. 47
4.3 ESTUDO DE TORQUE EM DIFERENTES FRESAGENS E
INCIDÊNCIA DE TRINCA E FRATURAS ..........................................
47
4.3.1 ANÁLISE DOS DADOS ..................................................................... 49
5. RESULTADOS ................................................................................. 50
6. DISCURSÃO .................................................................................... 59
7. CONCLUSÃO ................................................................................... 63
REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS ................................................. 64
ANEXOS - PARECER DO COMITÊ DE ETICA ................................. 75
15
1 INTRODUÇÃO
A osseointegração, termo proposto por Brånemark et. al., 1969, foi definida por
Albrektsson et. al.1981: “seria uma conexão direta entre osso vivo e a superfície de
um implante submetido à carga funcional” (ROSSI, 2006; LINDHE et al., 2008;
COIMBRA, 2008). Muitas pesquisas foram executadas por Brånemark e
colaboradores para comprovar a eficácia dos implantes, que hoje se encontra
totalmente aceito. No início dos anos cinquenta, Per-Ingvar Brånemark, professor do
Instituto de Biotecnologia Aplicada, da Universidade de Gotemburgo, Suécia,
investigava a microcirculação sanguínea em tíbias de coelho com a ajuda de uma
câmara de observação em titânio, quando percebeu que o metal e o osso se
integravam perfeitamente (ZAGURY, 2004; CAMPOS & ROCHA JR, 2012). Com base
nesta observação, desenvolveu cilindros personalizados para serem implantados na
tíbia de coelhos (BRÅNEMARK, 1983). Isto tornou-se mais tarde uma base segura,
modificada e otimizada para receber próteses fixas de longa duração em maxila e
mandíbula para aplicação humana (DINATO & POLIDO, 2004).
A manifestação clínica da osseointegração dos implantes é a ausência de
mobilidade, assim, atingir e manter a estabilidade primária são pré-requisitos básicos
para o sucesso do tratamento a longo prazo (LINDHE et al., 2008; SILVA et al., 2007;
KIRST-POST et al., 2011). A estabilidade é em grande parte obtida no nível cervical
e apical do implante, na área do osso cortical (DANARPANAH et al., 2003; BEZERRA
et al., 2010). Em 2009, Carvalho e colaboradores afirmam que a estabilidade inicial
não é um fator que garanta por si só a osseointegração. Desta forma, a aferição do
torque de inserção não poderia servir de único parâmetro para previsão do índice de
sucesso da osseointegração.
Após a cicatrização inicial, a estabilidade secundária é determinada pela
resposta biológica ao trauma cirúrgico, pelas condições de cicatrização e pelo material
que constitui o implante (SILVA et al., 2007). Assim, ocorre na superfície periimplantar
aumento do grau de contato na interface osso-implante (SILVA et al., 2007). Ao
mesmo tempo, há a influência da presença dos osteócitos na remodelação óssea na
interface osso implante, da esclerostina, da osteoprotegerina (OPG) e do ligante do
receptor do fator nuclear kappa B (RANKL) (CONSOLARO, 2012). Portanto, ao
realizar uma cirurgia traumática ou aplicação de carga antes do tempo, ou uso de um
16
material não-biocompatível, pode haver a indução de uma resposta do tecido que leve
à reabsorção óssea (KIRST-POST et al., 2011).
A implantodontia veio se firmar como especialidade a partir da descoberta e
estudos sobre o princípio da Osseointegração aplicada à reabilitação oral de pacientes
edentados, sendo uma prática que caminha junto com a evolução da Odontologia
(SANTIAGO JUNIOR et al., 2010). Assim, desde as primeiras tentativas à era
moderna, o design dos implantes evoluiu de forma acentuada, garantindo ao material
eficiência mecânica, funcional e estética (LINDHE et al., 2008; BEZERRA et al., 2010;
KIRST-POST et al., 2011).
No entanto, os eventos que ocorrem na interface osso/implante durante
formação óssea, ainda necessitam de esclarecimentos (ROSSI, 2006). Assim,
estudos envolvendo implantes com superfícies diferenciadas, assim como a
compreensão do efeito de diferentes torques nestes implantes, são importantes para
um melhor entendimento do comportamento destas superfícies e a interação destas
com o tecido ósseo. O presente estudo teve como objetivo avaliar o torque aplicado
durante a inserção e a remoção de implantes dentários com superfícies e fresagens
diferentes implantados em tíbia de coelho. Além disto, objetivou-se avaliar a superfície
a área coberta por tecido ósseo após a remoção dos implantes aos 40 dias de
instalação.
17
2 REVISÃO BIBLIOGRÁFICA
2.1 TECIDO ÓSSEO
O tecido ósseo é um tecido conectivo altamente especializado que serve de
suporte para os tecidos moles, a proteção para os órgãos vitais e apoio a musculatura
esquelética (JUNQUEIRA & CARNEIRO, 2004; SARAN, 2011). É um tecido altamente
complexo com uma matriz extracelular mineralizada, que confere rigidez e força ao
esqueleto, mantendo algum grau de elasticidade (MARKS JUNIOR & HERMEY, 1996;
JUNQUEIRA & CARNEIRO, 2004; SARAN, 2011). Isto é devido à relação entre os
seus componentes duros e moles e possui limite de resistência à compressão maior
do que à tração (ERIKSON et al., 1994). O osso é um compósito poroso complexo
com propriedades de remodelamento para adaptar sua microestrutura às tensões
mecânicas externas. É um dos tecidos com maior demanda de reconstrução e
substituição (HENCH & WILSON, 1993). Adicionalmente, participa ativamente na
manutenção da homeostase de cálcio no organismo (MARKS JUNIOR & HERMEY,
1996).
O osso é composto por quatro tipos diferentes de células: 1) osteoblastos, 2)
osteoclastos, 3) matriz óssea, e 4) osteócitos. Os osteoblastos, osteócitos e as células
de revestimento se originam de células osteoprogenitoras locais. Enquanto os
osteoclastos vêm da fusão de precursores mononucleares, originários de vários
tecidos hematopoiéticos (MARKS JUNIOR & HERMEY, 1996).
O osteócito é o osteoblasto maduro localizado dentro da matriz óssea e é
responsável pela manutenção tecidual (BUCKWALTER et al., 1996; RIANCHO &
GUTIÉRREZ, 2003). Estas células sintetizam e reabsorvem a matriz até um
determinado limite. Cada osteócito ocupa uma lacuna na matriz e seus
prolongamentos estabelecem contatos através de junções em canalículos por onde
passam pequenas moléculas e íons de um osteócito para outro. Devido à limitada
difusão de nutrientes e metabólitos pela matriz mineralizada, estes prolongamentos
permitem a comunicação entre os osteócitos vizinhos, superfícies ósseas interna e
externa e com vasos sanguíneos que atravessam a matriz (JUNQUEIRA &
CARNEIRO, 2004).
As células ósseas de revestimento presentes na superfície óssea são planas,
alongadas e inativas, não estão passando por formação óssea e nem sendo
18
reabsorvidas. Supõe-se que estas células sejam precursoras de osteoblastos
(MARKS JUNIOR & HERMEY, 1996; RIANCHO & GUTIÉRREZ, 2003).
Os osteoclastos são células móveis, grandes e multinucleadas, que
reabsorvem o osso (NIJIWEIDI et al., 1986). Seu tamanho está diretamente
relacionado ao grau de mineralização da matriz óssea a ser reabsorvida.
Frequentemente, nas áreas de reabsorção de tecido ósseo, encontram-se porções
dilatadas de osteoclastos, localizadas em depressões da matriz escavada pela
atividade dos mesmos e conhecidas como lacunas de Howship (NANCI, 1995;
JUNQUEIRA & CARNEIRO, 2004; MORAES, 2010).
Todos os ossos são recobertos por camadas de tecido contendo células
osteogênicas, chamada de periósteo nas superfícies externas e endósteo, nas
internas. A camada mais superficial do periósteo contém fibras colágenas e
fibroblastos. Existem, ainda, as fibras de Sharpey, que são feixes de fibras colágenas
do periósteo que penetram no tecido ósseo e prendem firmemente o periósteo ao
osso. Na sua porção mais profunda, o periósteo é mais celular e apresenta células
osteoprogenitoras, morfologicamente parecidas com os fibroblastos, que se
diferenciam em osteoblastos. Elas exercem um papel importante no crescimento
ósseo e na reparação das fraturas ósseas. O endósteo é geralmente constituído por
uma camada de células osteogênicas achatadas revestindo as cavidades do osso
esponjoso, o canal medular, os canais de Havers e os de Volksmann (JUNQUEIRA &
CARNEIRO, 2004).
A distinção entre o tipo e o grau de maturação do tecido ósseo é determinada
pela orientação das fibrilas colágenas. O tecido ósseo imaturo pode ser embriogênico
ou primário e está presente em embriões e crianças em crescimento, sendo depois
substituído pelo tecido maduro ou lamela. No adulto, este tipo de tecido reaparece
quando é necessária uma formação óssea acelerada, para reparar fraturas, por
exemplo. Como características destacam-se o arranjo aleatório das fibras, menor
conteúdo mineral, osteócitos maiores e em maior número e ausência de lamelas. O
tecido ósseo primário é semelhante ao embrionário e é formado durante as aposições
ósseas sob o periósteo e o endósteo. Sua principal característica é a organização das
fibrinas de colágeno paralelamente à superfície. Este padrão organizacional é distinto
da organização lamelar do tecido maduro (NANCI, 1995).
Morfologicamente existem duas formas de osso: o cortical (compacto) e o
medular (esponjoso) (NANCI, 1995; ROSSI, 2006). Ambos são histologicamente
19
idênticos constituídos por lamelas microscópicas. No osso cortical, fibrinas de
colágeno densamente organizadas formam lamelas concêntricas e as fibrinas nas
lamelas adjacentes se dispõem em planos perpendiculares como um compensado de
madeira. O osso medular possui uma matriz fracamente organizada e porosa. As
diferenças na organização estrutural dos dois tipos ósseos estão relacionadas às suas
funções primárias (MARKS JUNIOR & HERMEY, 1996).
O osso cortical apresenta funções mecânicas e de proteção. Ele protege os
órgãos vitais, como os contidos nas caixas craniana e toráxica e no canal raquidiano;
aloja e protege a medula óssea, formadora das células do sangue; proporciona apoio
aos músculos esqueléticos e constitui um sistema de alavancas que amplia as forças
geradas na contração muscular (JUNQUEIRA & CARNEIRO, 2004).
As funções metabólicas são desempenhadas pelo osso medular (MARKS
JUNIOR & HERMEY, 1996). Ele é um depósito de cálcio, fosfato e outros íons,
armazenando-os e liberando-os de forma controlada para manter constante a
concentração destes importantes íons nos líquidos corporais (JUNQUEIRA &
CARNEIRO, 2004).
O osso cortical consiste de ostéon, ou seja são lamelas ósseas dispostas
concentricamente em torno do canal Haves, ou sistemas Haversianos que são
mantidos juntos pelo estroma de tecido duro ou interstício. O interstício não possui os
canais Haversianos e a circulação venosa dos ostéon. Comunicações
interosteogênicas (canais de Volksmann) transversas ao osso intersticial permite o
aporte sanguíneo para os ostéon mais profundos e os osteócitos (SHORS & HOLMES,
1993). O osso cortical é compacto ou denso, possui aspecto sólido e circunda um
corpo de tecido ósseo esponjoso.
O osso medular difere do cortical por ser esponjoso. O trabeculado representa
os ostéons que não estão dispostos na forma de canais como no osso cortical. As
trabéculas ou espículas de tecido mineralizado e espaços vazios entre as mesmas
ocupam volume considerável do tecido ósseo (SHORS & HOLMES, 1993).
Os ossos apresentam distribuição de osso compacto e medular diferentes,
dependendo da sua localização no corpo e sua função. Nos ossos longos, as
extremidades são formadas por osso esponjoso com uma delgada camada superficial
compacta, a parte cilíndrica é quase totalmente compacta, com pequena quantidade
de osso esponjoso delimitando o canal medular. Os ossos curtos têm o centro
esponjoso, sendo recoberto em toda sua periferia por uma camada compacta. Nos
20
ossos chatos existem duas camadas de osso compacto, as tábuas interna e externa,
separadas por osso esponjoso (JUNQUEIRA & CARNEIRO, 2004).
Os osteócitos são as células mais abundantes nos tecidos ósseos maduros, as
quais são osteoblastos que foram poupados da apoptose no final de um ciclo de
formação de osso (OCARINO et al., 2006). Assim, tornam-se incorporados à matriz
óssea, onde eles podem ter um tempo de vida de décadas (CROCKETT et al.,2011).
Com seu formato estrelado, estão aprisionados na matriz óssea mineralizada, mas
permanecem em contato com as outras células ósseas por um delgado processo
celular (LINDHE et al., 2008; COIMBRA, 2008 e CROCKETT et al., 2011). Os
osteócitos são organizados como sincício, ou seja, uma membrana celular que
engloba vários núcleos e promovem uma área de contato muito ampla entre as células
(e seus processos) e a parte não celular do tecido ósseo (LINDHE et al., 2008). Esse
arranjo permite aos osteócitos participar na regulação da homeostasia do cálcio
sanguíneo e perceber a carga mecânica e transmitir essa informação às outras células
dentro do osso (LINDHE et al., 2008; COIMBRA, 2008).
O papel passivo dos osteócitos revelou-se não verdadeiro, muito pelo contrário:
essas células parecem exercer papel central no controle da manutenção e viabilidade
do tecido ósseo e a reabsorção da matriz e das reações ósseas frente a determinados
estímulos (OCARINO et al., 2006 e FALONI, 2008). Estas células representam de 90
a 95% das células ósseas de um adulto e estão regularmente distribuídos na matriz
óssea dentro de lacunas ou osteoplastos (OCARINO et al., 2006 e CROCKETT et al.,
2011). São capazes de se comunicarem com as células da superfície óssea através
de prolongamentos em canalículos com 100 a 300 nm de espessura (BONEWALD &
LYNDA, 2006; BONEWALD & LYNDA, 2011). Nos canalículos, entre os
prolongamentos citoplasmáticos de cada célula e suas paredes, circula um fluido
tecidual com nutrientes e mediadores. Assim, os osteócitos se comunicam entre si e
os interligam com as células da superfície cortical e trabecular, além das células
residentes da medula óssea (KAMIOKA et al., 2001). Essa comunicação pode ser
célula-célula, por junções especializadas, ou por meio de mediadores (OCARINO et
al., 2006). Assim, a rede de osteócitos forma um sistema em três dimensões muito
sensível de captação das deformações ósseas. Qualquer mudança no formato ósseo
durante o funcionamento do esqueleto pode ser captada por essa rede sensível, ou
emaranhado, de osteócitos, prolongamentos e/ou sistema de detecção
mecanotransdutor (SANTAMARIA JUNIOR, 2009 e JUDAS et al., 2012). Frente a
21
estas características, o estudo dos osteócitos tem ganhado destaque cada vez maior
na osteologia (OCARINO et al., 2006).
Quando a tensigridade, que é a situação de equilíbrio ou estabilidade de uma
estrutura em que as forças aplicadas sobre ela têm uma resultante igual a zero
(SANTAMARIA JUNIOR, 2009), é perdida pela sua compressão, o citoesqueleto,
tende a voltar ao seu estado anterior, estimulando um conjunto de eventos com essa
finalidade. A liberação de mediadores químicos para induzir fenômenos celulares e
teciduais, em si mesmo ou ao seu redor, faz parte do processo pelo qual as células
tendem a restabelecer a sua tensigridade. A tensigridade determina a forma estável,
a morfologia padrão de um objeto ou sistema, especialmente de uma célula
(CONSOLARO, 2012). Assim, a quebra da tensigridade modifica a permeabilidade da
membrana celular e resulta na ativação de vias metabólicas intracelulares, com
liberação de substâncias que atuam como mediadores capazes de induzir fenômenos
de natureza celular, tecidual e/ou vascular. Essas substâncias são as citocinas, os
fatores de crescimento e os produtos do ácido araquidônico. Por esse mecanismo, um
evento físico, como as forças, é transformado em eventos biológicos e bioquímicos:
essa transformação é conhecida como mecanotransdução (SANTAMARIA JUNIOR,
2009; CONSOLARO, 2012). Portanto, os osteócitos têm função na regulação do
metabolismo mineral (FENG et al., 2006) e induzem, também, mudanças das
propriedades da matriz óssea ao seu redor (LANE et al., 2006). O desequilíbrio desse
sistema receptor ativador nucelar kappa B (RANK), ligante do receptor ativador
nuclear kappa B (RANKL) e osteoprotegerina (OPG) é observado na osteoporose,
artrite reumatóide, doença periodontal (SILVIA et al. 2007). No caso do aparato
periodontal, a tensigridade é quebrada quando ocorre o estresse metabólico e o
mecânico, assim ocorrendo a remodelação óssea (SANTAMARIA JUNIOR, 2009).
A deformação do citoesqueleto e a restrição de oxigênio e de nutrientes
estressam os osteócitos, que liberam mediadores para se comunicarem entre si com
os osteoblastos e clastos na superfície óssea, induzindo-a a fenômenos reacionais
e/ou adaptativos (CONSOLARO, 2012). Já foi demonstrado, por exemplo, que os
osteócitos aumentam a glucose-6-fosfatase dehidrogenase, que é um marcador de
metabolismo aumentado, depois de alguns minutos de carga (SKERRY et al., 1989).
Segundos após a carga aplicada, os níveis de óxido nítrico, prostaglandinas e outras
moléculas como o adenosina trifosfato (ATP) aumentam nos osteócitos (BAKKER et
al., 2001). Portanto, os osteócitos têm a capacidade, frente a cargas induzidas, de
22
liberar mediadores que estimulam os precursores dos clastos a se diferenciarem em
novos clastos, aumentando o índice de reabsorção. Entre esses mediadores
destacam-se o fator estimulador de colônia para macrófagos (CSF-M) e o RANKL
(NAKASHIMA et al., 2011). Desta forma, os osteócitos conseguem comandar as
atividades dos clastos nas superfícies ósseas de acordo com a demanda funcional.
Assim, o sistema lacunocanalicular dos osteócitos pode ser visto como um verdadeiro
órgão endócrino (BONEWALD & LYNDA, 2006).
Por outro lado, a morte de osteócitos em áreas com 1 a 2 mm de danos pode
gerar mediadores que estimulam os clastos, especialmente na expressão de RANKL,
que é uma citocina do grupo da citocina fator de necrose tumoral (TNF).
Consequentemente, a preservação de osteócitos leva à prevenção de reabsorção
óssea (CROCKETT et al., 2011).
O RANKL é uma proteína transmembranar do tipo II que é expressa em
osteoblastos, células do mesênquima, condrócitos hipertróficos e em células T ativas,
podendo a sua expressão ser potenciada por fatores de reabsorção óssea como o
TNFα e interleucina 1(IL-1) (BAUD'HUIN et al., 2007; MORAES, 2010). Wei e
colaboradores, em 2005, concluíram que a IL-1 é uma molécula chave na optimização
da osteoclastogênese induzida pelo TNF, participando na estimulação de células do
estroma da medula óssea para a expressão do RANKL e na estimulação da
diferenciação de precursores dos osteoclastos. O RANKL pode ser denominado de
diferentes formas na literatura, tais como: citocina relacionada com o TNF, indutora
de ativação (TRANCE), ligante da osteoprotegerina (OPGL), fator de diferenciação
dos osteoclastos (ODF) e também como actividade de formação de estroma de
osteoclastos (SOFA) (IKEDA et al., 2001; RIANCHO & GUTIÉRREZ, 2003; IKEDA et
al., 2004).
A função principal do RANKL é estimular a diferenciação dos osteoclastos e
inibir a apoptose dos mesmos (MINE et al., 2010; VALLÉS et al., 2008). Assim,
presença de baixos níveis do M-CSF, o RANKL pode ser necessário e suficiente para
a completa diferenciação de células precursoras de osteoclastos em osteoclastos
maduros. Além disto, o RANKL pode exercer uma série de efeitos sobre as células
imunes, incluindo a activação da cinase c-Jun N-terminal (JNK) nas células T, a
inibição da apoptose de células dendríticas, a indução da formação de aglomerados
de células dendríticas, bem como efeitos em citocinas que atuam na proliferação de
células T ativas (BAUD'HUIN et al., 2007; PEREIRA et al., 2011).
23
O RANK, também conhecido como receptor do TRANCE ou como receptor
ativador e diferenciador dos osteoclastos (ODAR) , é uma proteína de membrana do
tipo I que se expressa na superfície de osteoclastos e em células dendríticas
facilitando a sinalização imunológica (RIANCHO & GUTIÉRREZ, 2003; BAUD'HUIM
et al., 2007; NARDUCCI et al., 2009; DUARTE et al., 2009; ARIKAN et al., 2008; KIM
et al., 2007; PEREIRA et al., 2011).
A OPG, conhecida como fator inibidor da osteoclastogenese (OCIF), é uma
proteína solúvel produzida por osteoblastos, que pode inibir a diferenciação de
precursores dos osteoclastos em osteoclastos e pode regular a reabsorção dos
osteoclastos in vitro e in vivo (BAUD'HUIM et al., 2007; NARDUCCI et al., 2009;
DUARTE et al., ARIKAN et al., 2008; KIM et al., 2007; PEREIRA et al., 2011). Esta
proteína é um receptor que se liga ao RANKL competindo com o RANK. A frequência
com que OPG é produzida regula a massa óssea. Assim, uma alta produção de OPG
faz com que o RANKL esteja menos disponível para ligação com o RANK,
favorecendo o aumento da massa óssea. Inversamente, uma baixa frequência de
OPG faz com que o RANKL se torne mais disponível para a ligação com o RANK,
favorecendo a reabsorção e diminuição da massa óssea (BAUD'HUIM et al., 2007;
NARDUCCI et al., 2009; DUARTE et al., ARIKAN et al., 2008; KIM et al., 2007;
ROBBINS & COTRAN, 2010; MORAES, 2010). Consequentemente, a OPG previne
a reabsorção óssea por iniciar a diferenciação de osteoclastos (ROBBINS & COTRAN,
2010; PEREIRA et al., 2011).
A tríade molecular constituída por RANKL, RANK e OPG poderá desempenhar
um papel determinante na regulação da remodelação óssea e é essencial para a
osteoclastogênese e ativação de osteoclastos (RIANCHO & GUTIÉRREZ, 2003;
ROBBINS & COTRAN, 2010; LIU et al., 2007). Por estes motivos têm sido sugeridas
algumas possibilidades terapêuticas na inibição da perda óssea e na promoção da
remodelação óssea periodontal por parte desta tríade (COHEN, 2006; PEREIRA et
al., 2011).
A reabsorção óssea é iniciada quando os osteoblastos produzem o RANKL,
que por sua vez ativa o RANK nos osteoclastos. Na realidade, o RANKL comporta-se
como um fator quimiotático para monócitos através desta ligação (BAUD'HUIM et al.,
2007; NARDUCCI et al., 2009; DUARTE et al., ARIKAN et al., 2008; KIM et al., 2007;
PEREIRA et al., 2011). A ativação do RANK pelo RANKL é seguida da sua interação
com membros associados à família do receptor TNF (TRAF). O TRAF6 leva à
24
expressão de genes específicos responsáveis pela diferenciação e ativação
osteoclástica, sendo que os alvos do TRAF6 incluem fatores de transcrição como o
fator nuclear kappa B (NF-kB), ativador de proteína 1 (AP-1), o fator nuclear de células
T ativas (NFAT) e as proteínas cinases (MAPKs) como as vias das cinases p38, JNK,
cinase regulada por sinal extracelular (ERK) e Fosfatidilinositol-3-cinase/proteína
cinase B (PI3K/AKTA) (BAUD'HUIM et al., 2007).
O desenvolvimento dos osteoclastos deve estar sob o controle de células do
estroma da medula óssea/pré-osteoblásticas, de forma a garantir que o processo de
reabsorção e formação óssea seja fortemente associado, permitindo manter a
integridade do esqueleto (COHEN, 2006; BAUD’HUIN et al., 2007). Além disso, a
associação entre osteoblastogênese e osteoclastogênese é assegurada pelo fator de
diferenciação dos osteoblastos Cbfa1 (principal fator de ligação alfa 1)/Runx2, que é
necessário para a expressão adequada do fator de diferenciação dos osteoclastos,
RANKL, na superfície de células do estroma/pré-osteoblásticas (BAUD’HUIN et al.,
2007). A formação de osteoclastos requer a presença de M-CSF, que é produzido por
células vizinhas do estroma e osteoblastos, exigindo assim o contato direto entre
essas células e precursores de osteoclastos (MINE et al., 2010; BAUD’HUIN et al.,
2007; VALLÉS et al., 2008).
Citocinas como o TNFα e IL-1, estimulam a produção de M-CSF (aumentando
assim o número de células pré-osteoclásticas), aumentando diretamente a expressão
de RANKL. Além disso, uma série de outras citocinas e hormônios, como o TGF-β,
que aumenta a produção de OPG; o PTH, que aumenta a produção de RANKL e a
diminuição da produção de OPG; o 1,25 dihidroxivitamina D3, que aumenta a
produção de RANKL; os glicocorticóides, que aumentam a produção de RANKL e
diminuição da produção de OPG; e estrogênio, que aumenta a produção de OPG.
Todos estes fatores exercem seus efeitos sobre a osteoclastogênese através da
regulação da produção de células do estroma/osteoblásticas de OPG e RANKL
(BAUD’HUIN et al., 2007; KIM et al., 2007 e MONOV, 2006). No entanto, nem toda a
regulação dos osteoclastos é exclusivamente via osteoblástica. O TGF-β (fator de
transfomação de crescimento) pode também estimular a expressão de RANK em
células pré-osteoclásticas e assim aumentar a sensibilidade osteoclástica ao RANKL
(BAUD’HUIN et al., 2007e KIM et al., 2007).
Quando as células da linhagem osteoclástica RAW264.7 são tratadas
simultaneamente com OPG e RANKL, a formação osteoclástica é abolida, o que pode
25
indicar que a diferenciação dos osteoclastos é inibida pela OPG, que se liga ao
RANKL, impedindo a interação com o RANK (BAUD’HUIN et al., 2007). A função da
OPG tem também sido demonstrada através do desenvolvimento de ratos
transgênicos e knock-out. Em ratos knock-out há a diminuição da densidade e volume
ósseo e osteoporose, a qual pode ser revertida através da injeção intravenosa de OPG
recombinante, revelando que a presença de OPG é necessária à manutenção da
massa óssea em situações fisiológicas (BAUD’HUIN et al., 2007).
A quantidade de OPG é superior em tecidos adjacentes a implantes saudáveis
(ARIKAN et al., 2008) e a de RANKL inferior, sendo que a razão RANKL/OPG tende
a aumentar com a gravidade da periimplantite (DUARTE et al., 2009).
Interessantemente, a idade ou gênero podem não estar associados com a quantidade
e concentração de RANKL. Assim, a OPG poderia ser um possível marcador para
avaliar o estado de saúde dos tecidos envolventes dos implantes dentários (ARIKAN
et al., 2008; MONOV et al., 2006). Além disto, constatou-se ainda que o sRANKL
(forma obtida a partir da clivagem do RANKL associado à membrana pela enzima de
conversão TNFα) no fluido gengival periimplantar não se correlaciona com parâmetros
clínicos correspondentes (MONOV et al., 2006; SALARTI et al., 2010). A instalação
de uma inflamação inicial, apenas nos tecidos moles peri-implantares, ou seja,
mucosite, pode evoluir rapidamente para uma inflamação severa, levando à perda
óssea irreversível (periimplantite) e à perda de inserção dos implantes (SIQUEIRA et
al., 2009).
2.2 IMPLANTES DENTÁRIOS
Os implantes podem ser classificados de acordo com a sua composição em
implantes de titânio, fabricado de titânio comercialmente puro (Ti cp), ou constituídos
de outros materiais (tântalo, ouro, cerâmicas, zircônia, etc.) (ZAGURY, 2004;
DONATH et al., 2005). O titânio é o principal material empregado, pois apresenta
biocompatibilidade e boa resistência mecânica (GRAVINA, 2010). Em relação à forma,
é possível categorizar os implantes em parafuso, cilíndricos e laminados (DONATH et
al., 2005).
26
Ao longo das décadas, as reabilitações orais com implantes osseointegráveis
vêm aumentando para substituição dos elementos dentários perdidos, representando
uma das alternativas eficazes nas reabilitações de pacientes parcial e totalmente
edêntulos (MISCH, 2006; MISCH, 2009). O sucesso vai muito além da manutenção
dos implantes no arco dentário, incluindo todo o funcionamento harmônico do
elemento artificial, que é resultado do planejamento, técnica cirúrgica adequada e de
um tratamento protético habilidoso (BEZERRA et al., 2010). Além disto, deve-se levar
em consideração que a biomecânica de uma prótese implanto-suportada é
qualitativamente diferente daquela dento-suportada (SANTIAGO JUNIOR et al.,
2010).
Em termos histológicos, os osteócitos nas paredes ósseas da cavidade
preparada antes de se colocar os implantes devem ser preservados através do
cuidado em evitar calor excessivo ou a manipulação indevida das superfícies.
(DONATH et al., 2005; MISCH, 2009; CONSOLARO, 2012). Se isto não for observado,
a morte dos osteócitos levará a reabsorções ósseas aumentadas no local, o que pode
atrapalhar ou atrasar a osseointegração (CONSOLARO, 2012).
Ao longo do período pós-cirúrgico, as áreas ósseas vizinhas aos implantes
remodelam-se constantemente, mas não mais assumem a organização e padrão
anteriores à colocação de implantes. A carga mastigatória sobre os implantes
representa estímulos e “agressões” aos componentes ósseos, especialmente aos
osteócitos. Como já mencionado, estas células captam as deformações vizinhas
periimplantares como mecanotransdutores, liberando mediadores que estimulam ou
inibem fenômenos como a aposição e reabsorção óssea (CONSOLARO, 2012;
POOLE et al., 2005; LEWIECKI, 2011).
Ao redor de implantes, as deformações e deflexões ósseas induzem um
aumento da densidade óssea (um fenômeno esclerosante) e da espessura da cortical
óssea alveolar ou lâmina dura. Isto pode ser devido a uma resposta dos osteócitos,
que captam essa mudança de atividade funcional e liberaram mediadores que
estimulam a osteossíntese de mais matriz nas superfícies das trabéculas e corticais
(RAAB-CULLEN et al., 1994).
Quando houver sobrecarga sobre os implantes osseointegrados, as forças
excessivas podem induzir ao estresse ou à morte de osteócitos. Na periferia da região
afetada, os osteócitos sobreviventes podem liberar mediadores que estimulam a
osteoclastogênese subjacente e periférica, como o RANKL, e ao mesmo tempo liberar
27
mais esclerostina para inibir a mobilidade e perda do implante ao longo do tempo
(CONSOLARO, 2012).
Por outro lado, a estrutura tridimensional do implante dentário, com todos os
elementos e características que o compõem, objetiva maximizar a estabilidade
interfacial e transferência de cargas para o osso, melhorando, o prognóstico do
implante a longo prazo (SANTIAGO JUNIOR et al., 2010). Desta forma, o tipo de
interface protética, a presença ou ausência de roscas, macro irregularidades
adicionais e o formato externo do corpo do implante constituem aspectos importantes
do seu desenho. Assim, um rigoroso protocolo deve ser seguido para controlar os
fatores de risco e aperfeiçoar as suas características, assegurando uma melhor
longevidade ao tratamento proposto. A biomecânica é imperativa, pois a capacidade
do implante de suportar cargas é dependente da qualidade da interface osso-implante.
Consequentemente, modificações no desenho do corpo do implante e na sua
superfície aumentam o sucesso pela promoção de uma maior área de superfície,
aumentando a força da interface osso-implante, o crescimento ósseo mais acelerado,
a melhor estabilidade inicial do implante e uma melhor distribuição do estresse
(CARVALHO et al., 2009). As modificações no desenho do corpo e na superfície do
implante têm sido sugeridas para aumentar o sucesso em ossos menos densos por
meio do hipotético ganho de uma melhor ancoragem e uma maior área de superfície
para a distribuição das cargas oclusais (CARVALHO et al., 2009; FARESIN, 2012).
Atualmente, um biomaterial não é mais considerado apenas um substituto
anatômico, mas também uma plataforma para diferenciação celular e subsequente
neoformação de tecidos. Portanto, sua superfície deve ser tratada de tal maneira que
induza as células indiferenciadas a se diferenciarem no tecido desejado e induza as
células já diferenciadas a terem adequada resposta fisiológica (BEZERRA et al.,
2010). Os diversos tratamentos de superfície dos implantes existentes promovem
alterações nas propriedades tribológicas, mecânicas, ultraestruturais, físicas e
químicas, como molhabilidade, energia superficial, composição e densidade de
grupos químicos ou moléculas (GRAVINA, 2010).
2.2.1 Superfície dos implantes
A resposta tecidual periimplantar depende, em parte, das propriedades físicas
e químicas da superfície do implante (DAVARPANAH et al., 2010). Consoante com
28
este fato, os diversos tipos de tratamentos de superfície dos implantes dentários de
titânio têm como objetivo otimizar a cicatrização óssea (GRAVINA, 2010). Portanto,
os tratamentos superficiais são realizados com o objetivo de aumentar a ligação
química e mecânica entre o implante e o osso (SANTIAGO JUNIOR et al., 2010;
BUSQUIM, 2012; GRAVINA, 2010).
O tratamento de superfície do implante é outro recurso primordial que pode
aumentar em até 33% o percentual de contato osso-implante, o que seria benéfico na
distribuição de tensão (SANTIAGO JUNIOR et al., 2010). As superfícies lisas não
permitem uma adesão osso-celular aceitável, elas levam a um “encapsulamento
fibroso”, em qualquer que seja o material utilizado (DAVARPANAH et al., 2010). Já
nas superfícies rugosas de titânio as células osteoblásticas aderem mais rapidamente,
onde há proliferação mais acentuada da síntese da matriz extracelular (BUSQUIM,
2012).
O aumento da bioatividade da superfície acelera as reações com o meio
biológico, reduz o tempo de cicatrização, acelerando o processo de osseointegração
e formando uma interface mais resistente através da obtenção de maior área de
contato osso-implante e uma possível união química da superfície com o tecido ósseo
(GRAVINA, 2010; COSTA, 2012).
Assim, as superfícies dos implantes de titânio podem ser classificadas em cinco
grupos: usinadas, macrotexturizadas, microtexturizadas, nanotexturizadas ou
biomiméticas. (CARVALHO et al., 2009). Esses tratamentos, por modificarem a
topografia destas superfícies em escala micrométrica ou nanométrica, podem
promover o aumento destas áreas efetivas de contato do tecido com o implante,
aumentando a retenção mecânica (KIRST-POST et al., 2011).
Uma série de vantagens do tratamento da superfície dos implantes foi relatada
por Busquim (2012), como a redução do tempo de carregamento após a cirurgia, a
maturação óssea acelerada para permitir o carregamento imediato e o aumento da
estabilidade primária. Estas qualidades poderão garantir o sucesso dos implantes
quando instalado em regiões que apresentam osso em menores qualidade e
quantidade. Além de ser possível a obtenção de crescimento ósseo diretamente na
superfície do implante, maior área de osseointegração e contato osso-implante sem a
interposição de camadas proteicas amorfas. Estas condições também poderão atrair
células osteoblásticas, pré-osteoblásticas e mesenquimais, e estimular a produção de
proteínas de ligação específicas por células osteogênicas, como a fibronectina.
29
Usinadas
Estes implantes apresentaram bons resultados clínicos durante décadas, mas
a produção destes implantes tem diminuído, segundo Busquim, em 2012. As
superfícies usinadas apresentam microrranhuras superficiais resultantes do processo
de corte ou usinagem da peça metálica (CARVALHO et al., 2009; FAVERANI et al.,
2011). Portanto, está superfície não exibe características de completa lisura superficial
(CARVALHO et al., 2009; FAVERANI et al., 2011). Entretanto, as ranhuras superficiais
são consideradas de extrema importância para o processo de adesão celular e
produção de matriz proteica (CARVALHO et al., 2009; FAVERANI et al., 2011). Os
implantes usinados têm um valor médio de rugosidade de superfície (Ra) entre 0,53 e
0,96 μm (CARVALHO et al., 2009; FAVERANI et al., 2011).
Dentre os implantes usinados, enquadra-se o implante Brånemark.
Wennerberg e Albrektsson, em 2009, relataram que por muitos anos o implante
Brånemark foi o melhor em termos de superfície de implante, o qual era maquinado
com um processo de torneamento com específicas propriedades topográficas tais
como anisotropia.
Para os implantes comercializados como usinados, também conhecidos
inadequadamente como lisos por não receberem qualquer tratamento de superfície, a
osseointegração está associada à presença de uma fina camada de óxido de titânio
que se forma na superfície. Assim, as amostras sem tratamento apresentam marcas
de usinagem, tornando a superfície anisotrópica. O crescimento de células nestas
superfícies ocorre ao longo das marcas de usinagem das ferramentas, justificando a
necessidade de maior tempo para o carregamento dos implantes (FARESIN, 2012).
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) ou
fosfato de cálcio (Spray de plasma de hidroxiapatita - SPH), com espessuras que
variam de 10 a 40 μm para o SPT e de 50 a 70 μm para a SPH (FAVERANI et al.,
2011; CARVALHO et al. 2008; FARESIN, 2012).
O spray de plasma de titânio (TPS) tem sido usado para produzir superfícies
rugosas (DONATH et al., 1995). Este método consiste em injetar pó de titânio em
30
pistola de plasma a uma temperatura alta (DONATH et al., 1995). Assim, as partículas
são projetadas na superfície dos implantes, onde se fundem e se condensam
formando um filme de mais ou menos 30 µm de espessura (LE GUÉHENNEC et al.,
2007). A rugosidade encontrada nestes implantes é superior a 2 µm. Entretanto, o
nível de rugosidade desses implantes encontra-se em desuso (ELIAS et al., 2008 e
FARESIN, 2012).
Já a macrotexturização modificada por irradiação com laser granada de ítrio-
alumínio dopado com neodímio; Nd: Y 3 Al 5 O 12 (Nd:YAG) é muito utilizada em
soldas de materiais como o titânio. O objetivo é promover um derretimento e soldagem
do titânio, gerando maior resistência às forças de tensão. Outra vantagem deste laser
é promover irregularidades e alterações morfológicas no titânio (FARESIN, 2012).
Além disto, foi demonstrado que a superfície irradiada com feixe de laser apresenta
vantagens quanto à padronização e facilidade do tratamento de superfície, por ser um
processo limpo, reprodutível e de baixo custo quando comparado a outros métodos
(TAVARES et al., 2009).
Microtexturizadas
Outro método para texturização superficial por subtração é o ataque ácido
(SLA) (FAVERANI et al., 2011;). A rugosidade média (Ra) da superfície é de 1,30 μm
(COUTINHO, 2007; CARVALHO et al., 2009; FAVERANI et al., 2011;). Le Guéhennec
e colaboradores, em 2007, descreveram que a imersão de implantes de titânio por
vários minutos em uma solução de ácido clorídrico (HCl) e ácido sulfúrico (H2SO4)
aquecidos acima de 100ºC é empregada para produzir uma superfície rugosa. Com o
tratamento ácido, a superfície torna-se mais homogênea em relação à usinada e as
marcas das ferramentas são removidas. As características morfológicas facilitam
adsorção, adesão, espalhamento e diferenciação das células (CARAVALHO et al.,
2009; BUSQUIN, 2012). Já os resultados do estudo de Ferguson e colaboradores, em
2008, confirmaram os benefícios de superfícies de implante de titânio com jateamento
de areia e tratadas com ácido (SLA), considerando este tratamento de superfície como
o padrão ouro. Além disto, a mistura de jateamento com condicionamento ácido traz
uma conformação bastante homogênea, que parece ser um dos fatores que auxiliam
muito na melhora da osseointegração dos implantes (GEHRKE, 2010).
31
O óxido de alumínio (Al2O3) é frequentemente usado como material de
jateamento, produzindo uma superfície rugosa com granulometria variando com o
tamanho do jato. Porém, é insolúvel em ácido e é assim difícil de remover os resíduos
da superfície de titânio. Em alguns casos, essas partículas têm sido lançadas em
tecidos circunvizinhos e têm interferido na osseointegração. Além disso, a
heterogeneidade química da superfície do implante pode diminuir a excelente
resistência à corrosão do titânio em ambiente fisiológico (LE GUÉHENNEC et al.,
2007; FARESIN, 2012).
Nanotexturizadas
A nanotextura em superfícies de implantes pode ser obtida através de um
aumento controlado da camada de óxido de titânio (TiO2), incluindo alterações nas
propriedades específicas na espessura, rugosidade e textura do óxido. O método de
obtenção da superfície de óxido porosa é eletroquímico, chamado de oxidação
anódina. A média de diâmetro dos poros fica em torno de 1 a 2 μm. 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 (CARVALHO et al.,
2009).
Elias e colaboradores, em 2008, descreveram que implantes com superfícies
anodizadas são bioativos e apresentam maior estabilidade primária e osseointegração
mais rápida. Além disto, a presença de nanoestruturas, independente da composição
química, resulta em aumento do contato osso-implante (MEIRELLES, 2010).
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 estão integradas à estrutura do material, elas são liberadas gradualmente,
na medida em que as camadas vão se agregando, o que aumenta o potencial de
servirem como um sistema de liberação lento de agentes osteogênicos para o sítio de
implantação (CARVALHO et al., 2009). Tratamentos de superfícies como
32
revestimentos de hidroxiapatita, por exemplo, são estudados para se tentar obter uma
melhor resposta biológica (YOSHIMOTO et al., 2010).
No processo de cobertura biomimética, moléculas biologicamente ativas, como
agentes osteogênicos, podem ser precipitadas com componentes inorgânicos para
formarem uma matriz com propriedades tanto osteoindutora quanto osteocondutora
(CARVALHO et al., 2009).
Em comparação aos implantes tratados com ácido e flúor, os implantes
anodizados apresentam torque significativamente superior aos demais superfícies
tratadas, confirmando que o enriquecimento da camada de óxido de titânio com Ca e
P acelera os mecanismos envolvidos na osseointegração, tornando a superfície
bioativa (ELIAS et al., 2008).
As propriedades da superfície dos implantes importantes são: topografia,
química, carga de superfície e molhabilidade, que é a tendência de um determinado
fluído espalhar ou aderir sobre uma superfície sólida (FALCO, 2010). Apesar de não
existir o entendimento completo da influência das propriedades da superfície dos
implantes na osseointegração, sabe-se que os mecanismos envolvidos no processo
de adesão das células, espalhamento, diferenciação e tempo de osseointegração dos
implantes dependem da rugosidade, composição química, energia, molhabilidade e
estrutura cristalina do óxido de titânio da superfície do implante. As pesquisas
mostram que com o tratamento dos implantes de Ti para alterar a morfologia da
superfície é possível acelerar a osseointegração, melhorar a biofixação endóssea,
favorecer a cinética do processo de neoformação óssea e aumentar o índice de
sucesso dos implantes (ELIAS et al., 2008; FARESIN, 2013).
O titânio e suas ligas são utilizados amplamente na implantodontia e
apresentam uma biocompatibilidade excelente, segundo Elias e colaboradores, em
2005. No entanto, ainda há dúvidas quanto às características e propriedades físicas
destes materiais. Além disto, não existe definição do padrão ideal da morfologia
superficial dos implantes dentários (COUTINHO, 2007). Deve-se ressaltar, ainda, que
a maioria dos biomateriais metálicos libera íons, os quais podem causar efeitos
adversos locais ou sistêmicos. Os tratamentos de superfície que visam aumentar a
área de contato osso/implante propiciam aumento da dissolução e liberação de íons
metálicos, porém o recobrimento destas superfícies reduz a liberação de íons (ELIAS
et al., 2008). Adicionalmente, o tratamento da superfície dos implantes poderia
aumentar o torque de remoção em relação aos usinados. Entretanto, não foi
33
demonstrada diferença significativa no torque de remoção entre os implantes tratados
com ácido e com deposição de fluoretos (ELIAS et al., 2008). Já o tratamento de
anodização, que incopora cálcio (Ca) e fósfaro (P) ao óxido de titânio, aumenta a
molhabilidade e o torque de remoção do implante (ELIAS et al., 2008).
O melhor tipo de superfície do implante seria aquela que não interferisse
negativamente, e que até melhorasse o processo de cicatrização óssea, independente
do sitio cirúrgico, quantidade e qualidade do osso (VASCONCELLOS et al., 2004).
Segundo Misch, em 1999, o tratamento da superfície exerce uma influência de
40% no sucesso da cirurgia, ficando o restante por conta da técnica cirúrgica
empregada, do processo de reparo e da carga aplicada sobre o implante após a
regeneração ou cicatrização do local implantado.
2.2.2 Torque
O torque de inserção é medido apenas no momento da colocação do implante
através de aparelhos elétricos ou manuais e reflete a quantidade de força por área
que foi alcançada no travamento do implante no sítio ósseo. O torque é geralmente
expresso em Newton por centímetro (N.cm) e estaria relacionado ao íntimo contato
entre o implante e o osso e as características de ambos (WALKER et al., 2011). Ou
seja, o torque de inserção é uma função do estresse de compressão aplicado
localmente no osso circundante e o atrito na interface osso-implante (MOLLY, 2006).
As características do implante que podem influenciar o torque de inserção são
a forma, as dimensões de altura e diâmetro, desenho das roscas e características de
superfície. Já as características do osso são o tipo ósseo, espessura da cortical,
estrutura do osso medular, grau de mineralização e sua densidade (AKCA et al., 2006;
DEGIDI et al., 2010; WALKER et al., 2011).
Quanto maior o torque de inserção, maior é a resistência do conjunto osso e
implante às forças de cisalhamento a que for submetido o conjunto. Estas tendem a
girar o implante no seu sítio dentro do osso, portanto a resistência deste conjunto ao
movimento referido é importante durante o período de osseointegração (DEGIDI et al.,
2010).
A avaliação do torque de inserção é um dos métodos mais utilizados para
verificação da estabilidade primária por ser prático e fácil de obtê-lo no momento da
instalação do implante. Contudo, não se conhece um valor ou parâmetro para
34
determinação de um prognóstico favorável à osseointegração de um implante. Apesar
disto, implantes com baixo torque de inserção estão mais relacionados com falhas da
osseointegração, da mesma forma que os implantes com torque de inserção mais
altos estão relacionados com sucesso na osseointegração e na alteração de
protocolos de carga dos implantes – carga imediata e carga precoce (TRICHES,
2013). Foi demonstrado por Sotto-Maior e colaboradores, em 2010, que um torque
alto de inserção aumenta as concentrações de tensões de tração e compressão no
tecido ósseo periimplantar.
Walker e colaboradores, em 2011, classificaram os valores do torque de
inserção em três grupos: torque de inserção baixo (valores menores de 15 N.cm);
torque de inserção médio (valores 15 N.cm e 30 N.cm); e torque de inserção alto
(valores acima de 30 N.cm). Já Degidi e seus colaboradores, em 2010, estabeleceram
como torque de inserção baixo aqueles com medição entre 0 e 25 N.cm; torque de
inserção médio aquele com medição de 26 a 50 N.cm; e torque de inserção alto aquele
com medição acima de 51 N.cm.
Em 2009, Cordero realizou uma pesquisa com cães para avaliar torque de
inserção e remoção com o tempo de avaliação de 7 e 15 dias. Foi mensurado o torque
de remoção dos implantes, o qual consiste em um contra-torque aplicado ao implante
até ruptura da interface osso-implante. Os dados desta análise demonstraram que não
se obteve alterações significativas tanto para remoção quanto para inserção dos
implantes.
Em 2010, Bezerra e seus colaboradores, realizou uma pesquisa em osso
bovino fresco e 24 implantes para avaliar a estabilidade dos mesmos. Os resultados
daquele estudo demonstraram que a maior estabilidade inicial medida com
torquímetro cirúrgico foi conseguida com os implantes do formato cilíndrico com
conicidade na sua porção apical, três tipos de rosca (micro-roscas na porção cervical,
rosca externa e rosca interna) e perfil de corte quadrado. Outro método que os autores
utilizaram para aferir a estabilidade primária foi por meio da análise de frequência de
ressonância. Esta é uma maneira prática e objetiva de medir a estabilidade do
implante e osseointegração. É um método não invasivo e que não causa danos à
interface implante-osso, como pode acontecer clinicamente com a medição do torque
de remoção. Através desta avaliação, não foi encontrada diferença entre os implantes,
mesmo com maiores níveis de torque de inserção apresentados pelos grupos. Isso
pode ser explicado pelo fato da macro-geometria deste implante gerar um contato
35
parcial do mesmo com o tecido ósseo, criando câmaras para obtenção da ossificação
intra-membranosa, diferentemente do grupo controle, onde existe um maior contato
do implante com o tecido ósseo no momento da sua instalação. Assim não houve
diferenças estatisticamente significativas entre os grupos quando foi avaliada a
análise de frequência de ressonância e o torque de remoção.
Quanto ao torque de remoção, as superfícies usinadas podem ser mais
facilmente removidas, do que as superfície tratadas com ácido (FARASIN, 2012).
Alievi e colaboradores, em 2007, concluíram que o implante ósseo cortical
alógeno conservado em mel utilizado no reparo de falha óssea de 30% do
comprimento do fêmur em cães apresentou taxa de incorporação de 79,2%, estando
sujeito a complicações como não-união, reabsorção e fratura.
O osso cortical é uma estrutura composta, formada por uma série de pacotes
fechados, na forma de cilindros irregulares chamados ósteons. Os canais
interconectantes (Volkmann) e as linhas cimentantes (presentes no tecido) são os
principais locais candidatos à formação de trincas por concentração de tensões. Se
uma amostra de osso cortical for submetida a uma carga de tração monotônica, a
curva Tensão-Deformação poderá ser dividida em três fases. Na fase I, a amostra
carregada a alguns níveis de deformação poderá retornar a deformação zero quando
descarregada. A fase II é comumente identificada como região de escoamento e pós-
escoamento e está associado com o início do processo inelástico. A fase III é a fase
pré-falha, na qual o crescimento de trincas segue rapidamente para a ruptura no teste
(BENTO, 2003).
Ueda e colaboradores, em 1991 avaliaram o torque de inserção e de remoção
em peças anatômicas humanas. Os autores relataram que o torque máximo de
inserção exercida sem causar uma ruptura em osso era de 70,0 N.cm em osso
bicortical e de 50,0 N.cm em osso unicortical. Além disto, a relação entre o torque de
inserção e remoção indicou haver uma correlação positiva entre os dois. No entanto,
a remoção de binário foi menor do que o torque de inserção em todas as medições. Os
pontos de fratura de segmentos ósseos foram em média de 77,0 N.cm em osso
bicortical e de 57,7 N.cm em osso unicortical. Adicionalmente, microfraturas foram
observadas principalmente nas bases de rosca.
Tem-se observado que a interface implante-osso pode ser alterada pela
duração das forças (MISCH, 2011). O dano ao osso cortical causado pela fadiga tem
sido relatado como associado a taxas de força aplicada em alta frequência. Assim, o
36
dano causada no osso alveolar pela fadiga pode ser semelhante ao que ocorre a
outros tipos ósseos submetidos a cargas parafuncionais, como, por exemplo, fratura
de tíbia em corredores (MISCH, 2011).
Existem três tipos de forças que são empregadas aos implantes dentais no
ambiente oral: a compressão, a tensão e o cisalhamento (MOTA JUNIOR, 2009;
MISCH, 2011). A tensão é igual à força dividida pela área de superfície. O tecido ósseo
pode ser mais forte sob a carga de compressão, 30% mais fraco quando sujeito a
força de tensão e 65% mais fraco sob a carga de cisalhamento (MISCH, 2011). Desta
forma, deve-se procurar limitar a força de cisalhamento. Consequentemente, o
aumento do tamanho do implante é um benefício para diminuir a tensão aplicada ao
sistema (MISCH, 2011).
2.2.3 Interface osso/implante
O tempo necessário para que um implante se torne funcional vai depender da
qualidade de contato osso/implante e de sua capacidade em resistir às forças
incidentes sobre ele. A literatura relata que o período de cicatrização é de
aproximadamente seis meses na maxila e de três meses na mandíbula (CORDEIRO,
2009). A chave para o sucesso em longo prazo dos implantes dentários é a interface
do implante e suas partes com os tecidos moles que o circundam (MISCH, 2011).
O termo interface refere-se à interação existente entre a superfície do implante
e os tecidos orgânicos circundantes, ou seja, o contato direto entre o osso e o implante
(DINATO & POLIDO, 2004; MOTA JUNIOR, 2009; COSTA, 2012). Todos os tecidos
vitais em contato com a superfície dos implantes, calcificados ou não, têm merecido
destaque (DINATO & POLIDO, 2004).
Após a inserção do implante no leito ósseo, através da técnica cirúrgica com
trauma mínimo, as primeiras reações químicas entre a superfície estéril do implante e
os tecidos orgânicos são reguladas pelos fluidos teciduais. O corpo do implante é
rapidamente recoberto por várias camadas de proteínas do sangue (DINATO &
POLIDO, 2004; MOTA JUNIOR, 2009). Imediatamente após esse contato, é formada
na superfície do implante uma camada de macromoléculas glicoproteicas e água, que
será determinante como parte do substrato necessário para adesão, proliferação,
diferenciação e síntese proteica de células de fenótipo osteoblástico (DINATO &
POLIDO, 2004; CORDEIRO, 2009; MOTA JUNIOR, 2009; COSTA, 2012).
37
Juntamente ao processo de reparação do tecido ósseo necrótico remanescente
no alvéolo cirúrgico preparado, presente mesmo em técnicas cirúrgicas ditas
“atraumáticas”, uma série de eventos bioquímicos regulados pela interação celular-
superfície é desencadeada. Isto começa com alteração do pH tecidual na região, em
um primeiro momento, e culminando com a liberação de proteínas e enzimas
reguladoras do processo de divisão e diferenciação celular, entre elas os fatores de
crescimento e as citocinas (DINATO & POLIDO, 2004).
Substâncias, como proteínas ósseas morfogenéticas (BMPs), fatores de
crescimento transformadores (TGF- β), fatores de crescimento de fibroblastos (FGF),
fatores de crescimento vasculares (VEGF), são fundamentais para que células
mesenquimais indiferenciadas e outras células componentes do tecido conjuntivo,
existente na medula óssea, diferenciem-se em células de fenótipo osteoblásticos e
fibroblásticos. Desta forma, haverá a síntese das proteínas necessárias para a
composição dos tecidos calcificados e não-calcificados, que é responsável pelo
desenvolvimento e manutenção do processo de osseointegração (DINATO &
POLIDO, 2004).
Em uma segunda etapa, com a presença de tecidos de granulação na região
entre a base óssea e o implante, inicia-se um processo de reparação tecidual muito
semelhante ao de reparação ocorrido em fraturas ósseas. Ou seja, haverá a
deposição de matriz colágena não calcificada e a consequente formação de matriz
fibrosa, ou matriz óssea dita primária, ainda sem os níveis de mineralização
alcançados pelo tecido ósseo maduro. A esta matriz fibrosa, serão agregados,
gradativamente, cálcio, fosfato, sódio, magnésio e vários outros componentes
minerais do tecido ósseo de origem sistêmica. Esta deposição ocorrerá em sítios
específicos localizados entre as fibras colágenas, sendo estes os responsáveis pela
maturação estrutural do tecido (DINATO & POLIDO, 2004).
Entre a parede óssea da área cirúrgica e a superfície do implante é depositada
pelos osteoblastos uma fina camada de novo osso, denominado osso imaturo, do tipo
trabecular. Este tipo de osso não possui força suficiente para suportar a carga
mastigatória. Porém, mais tarde, os espaços existentes nessa camada são
preenchidos por osso maduro ou lamelar, de forma que quase toda área entre o sítio
cirúrgico e o implante são preenchidos por tecido ósseo, ou seja, o osso estará mais
compactado, resistindo à força da mastigação (MOTA JUNIOR, 2009).
38
A reação inicial da interface osso-implante seria envolvendo a liberação de
células sanguíneas e amino-vasoativas na formação de uma rede de fibrina,
debridamento por macrófagos, organização e substituição de hematoma por
granulação do tecido e subsequente recolocação por calo fibroso e posteriormente
calo ósseo primário ou osteóide (MOTA JUNIOR, 2009). Com esse aumento gradual
da incorporação de componentes inorgânicos à matriz ou osteóide, ocorrerá o início
de uma terceira etapa do processo de osseointegração. Assim, haverá o modelamento
e o posterior remodelamento dessa cobertura parcialmente mineralizada em torno do
implante, regulados, entre outros fatores, pela carga funcional recebida e por aspectos
sistêmicos do paciente. Os principais componentes responsáveis por esse processo
de “plastia” óssea nas regiões adjacentes ao implante são as células, que respondem,
conforme descrito anteriormente, pela formação (osteoblastos) e reabsorção
(osteoclastos) óssea. Outras células reguladoras do processo inflamatório, como os
neutrófilos e macrófagos, aparecem nessa área de intensa atividade celular,
desempenhando papel ainda não totalmente esclarecido. Possivelmente, a atuação
destas células pode estar relacionada com a liberação local de enzimas reguladoras
do processo de reparação tecidual (DINATO & POLIDO, 2004).
A matriz óssea formada após essa sequência de eventos celulares apresentará
em torno de 20% do seu peso líquido de água, 45 a 55% de componentes inorgânicos
(cálcio, fosfato, sódio, magnésio, entre outros) e 25 a 35 % de componentes orgânicos
(colágeno, glicosaminoglicanas e proteoglicanas) (DINATO & POLIDO, 2004).
A modificação da superfície do implante é importante na velocidade de
aposição óssea, uma vez que essa mudança influencia na energia de superfície e sua
“molhabilidade” (hidrofilia) (CORDERO, 2009).
Após a fixação do implante, existem três possíveis respostas que poderão
ocorrer no tecido do hospedeiro. A primeira é o processo inflamatório agudo ou crônico
que pode resultar na perda precoce do implante. A segunda é uma encapsulação por
tecido conjuntivo fibroso, resultando em falha de ancoragem óssea. E a terceira, pode
ocorrer formação de um tecido ósseo vivo em torno do implante, de maneira previsível
e duradoura, estabelecendo um contato mecânico que resultará na ancoragem do
implante denominada osseointegração (MOTA JUNIOR, 2009).
A união íntima e direta do osso com a superfície do implante, anquilose, ou
seja, a osseointegração é a melhor forma para obtenção de um implante dentário
funcional. A ausência de fibrose gera todos os tipos de confiabilidade, durabilidade e
39
saúde desse tratamento (ZAGURY, 2004). Assim, o sucesso muito próximo de 100%
dos implantes osseointegráveis é alcançado (FAVERANI et al., 2011).
A osseointegração implica no contato direto entre o implante e o tecido ósseo
circundante, não havendo nenhum tipo de mecanismo de amortecimento entre ambos,
resultando na ausência de ligamento periodontal. O controle de diversos fatores, como
o grau de compatibilidade biológica do implante, assim como sua forma geométrica,
desenho, condições de superfície, qualidade do tecido ósseo, técnica cirúrgica
utilizada e o controle das forças oclusais, irão permitir a ancoragem óssea. No entanto,
o descuido com qualquer um destes fatores resultará na formação de uma interface
implante - tecido conjuntivo, com a consequente perda do implante, ainda que todos
os demais fatores tenham sido controlados (MOTA JUNIOR, 2009).
40
3 OBJETIVO
O presente estudo teve como objetivo avaliar o torque aplicado durante a
inserção e a remoção de implantes dentários com superfícies e fresagens diferentes
implantados em tíbia de coelho. Além disto, objetivou-se avaliar a superfície a área
coberta por tecido ósseo após a remoção dos implantes aos 40 dias de instalação.
41
4 MATERIAIS E MÉTODOS
O presente estudo utilizou coelhos, raça Nova Zelândia (Oryctolagus
cuniculus). O protocolo de experimentação animal foi aprovado pela Comissão de
Avaliação do Uso de Animais em Pesquisa (CAUAP), do Centro de Ciências da Saúde
(CCS) da Universidade Federal do Rio de Janeiro (UFRJ), sob número de protocolo
ODONTO014 (em anexo), e está de acordo com as recomendações éticas e legais
do Colégio Brasileiro de Experimentação Animal (COBEA).
4.1 MODELO ANIMAL
Seis coelhos machos jovens de aproximadamente sete meses de idade, o que
corresponde à faixa de um adulto jovem, apresentando aproximadamente 3 kg, e com
boas condições de saúde foram selecionados para a realização da pesquisa baseado
em VASCONCELLOS et al., 2004 e ROSSI, 2006. Os mesmos foram divididos em
dois experimentais correspondentes ao dias 0 e 40, adaptado de VASCONCELLOS
et al., 2004.
Previamente ao início do experimento, os animais passaram pelo período de
aclimatação de 40 dias no Biotério da UNIGRANRIO (Duque de Caxias – Rio de
Janeiro, Brasil), sendo submetidos à avaliação sistêmica por um médico veterinário.
Os animais foram alocados em gaiolas individuais, forradas com raspas de maravalha,
trocadas de duas a três vezes por semana, o que lhes proporcionou condições
sanitárias adequadas. A dieta foi mantida à base de ração apropriada para coelhos
(Pellets para coelhos, Purina®) e água ad libitum. Assim que chegaram ao Biotério,
todos os animais foram pesados em balança digital para controle inicial do peso
corporal.
4.2 ESTUDO DE TORQUE DE INSERÇÃO E REMOÇÃO EM DIFERENTES
TEMPOS APÓS A IMPLANTAÇÃO
4.2.1 Material implantado
Os implantes instalados, na tíbia esquerda, foram da marca Conexão Sistema
de Prótese Ltda, São Paulo/SP - Brasil, 3,5 mm por 5 mm de diâmetro. Foram
42
utilizados doze implantes de titânio com diferentes superfícies tratadas. Destes, 6
eram Porous, tratado com ataque ácido e outros 6 Porous Nano, tratado com ataque
ácido mais fluoretos.
4.2.2 Procedimentos cirúrgicos
Na tíbia esquerda de cada animal experimental, foram colocados dois
implantes, um Porous e outro Porous Nano, os torques dos implantes dos coelhos,
foram concedidos após a estabilidade primária ao final de cada instalação
(OLISVOVICZ, 2011). A medição dos torques foi realizada com um torquímetro digital
(Torquímetro Digital, Torque Meter Lutron TQ-8800, Taipei, Taiwan), apresentado na
Figura 1. Realizado sempre pelo mesmo operador.
Figura 1. Fotografia do torquímetro digital (Torquímetro Digital, Torque Meter Lutron
TQ-8800) utilizado para medir os torques de inserção e de remoção dos implantes.
43
Após o referido período de ambientação, os animais foram pesados no dia da
cirurgia e anestesiados com soluções intramusculares de 0,2 mg/kg de cloridrato de
ketamina 1g (Dopalen injetável, Sespo Indústria e Comércio Ltda, Paulina - SP, Brasil)
e 0,1 ml/kg de cloridrato de xilazina a 2% (Anasedan injetável, Sespo Indústria e
Comércio Ltda, Paulina - SP, Brasil) em passo único. Com os animais já sedados e
anestesiados, foi realizada a tricotomia da pata esquerda (ROSSI, 2006; COIMBRA,
2008). Os animais foram posicionados sobre a mesa cirúrgica e foi realizada uma
antisepsia epitelial com solução de álcool iodado 10% na região a ser operada.
Para a realização do ato cirúrgico, seguiu-se o mesmo protocolo para todos os
animais como descrito a seguir: foi realizada uma incisão de aproximadamente 10 cm,
com lâmina de bisturi número 15 (Figura 2), na pele até a exposição do periósteo, que
também foi incisado; após o afastado do periósteo, era obtida a exposição completa
do sítio ósseo de eleição (Figura 3); sob constante irrigação com solução de cloreto
de sódio (NaCl 0,9%), a loja óssea foi preparada para a instalação dos implantes
(Figura 4 e 5), onde os implantes foram instalados (Figura 6); e verificado os torques
com torquímetro cirúrgico Conexão Sistemas de Prótese a seguir (Figura 7 a e b),
procedeu-se à sutura do periósteo com fio reabsorvível vicryl 4-0 (poliglactina 910 -
Ethicon) e a do tecido epitelial com fio de nylon (4-0).
Figura 2. Fotografia da incisão na tíbia, que foi de aproximadamente 10 cm e realizada
com lâmina de bisturi número 15.
44
Figura 3. Fotografia da exposição completa do sítio ósseo na tíbia esquerda de coelho
para a colocação dos implantes.
Figura 4. Fotografia do preparo da loja óssea para a instalação dos implantes.
45
Figura 5. Fotografia de duas lojas ósseas preparadas na tíbia esquerda de coelho
para a instalação dos implantes Porous e Porous Nano.
Figura 6. Fotografia dos dois implantes, Porous e Porous Nano, instalados na tíbia
esquerda de coelho.
46
Figura 7. a) Fotografia da verificação dos torques com torquímetro cirúrgico Conexão
Sistemas de Prótese. b) Fotografia do kit cirúrgico da Conexão Sistemas de Prótese.
Os cuidados pós-operatórios incluíram administração de 40.000 UI por quilo de
benzilpenicilina benzatina 1.200.000 U (Benzetacil, Eurofarma Laboratórios LTDA,
São Paulo, Brasil) intramuscular em dose única e 1,1 mg/kg do anti-inflamatório
veterinário flunixina meglumina a 1% (Banamine injetável, Schering-Plough Animal
Health, Rio de Janeiro, Brasil) por via sub-cutânea a cada 24 horas durante 3 dias. Os
animais foram mantidos em observação até completa recuperação anestésica
(COIMBRA, 2008). Posteriormente, foram encaminhados às suas gaiolas e mantidos
com água ad libitum, e a alimentação foi liberada após 2 horas do procedimento
cirúrgico.
4.2.4 Eutanásia
Nos dias zero e 40, os animais foram pesados e anestesiados como descrito
anteriormente. A seguir, procedeu-se à eutanásia, que foi realizada quando
constatada a ausência de reflexo motor e corneano. Foi efetuada punção intracardíaca
e injeção de 10 mg/kg de cloreto de potássio a 10% (ZAGURY, 2004; COIMBRA,
2008). Imediatamente, iniciou-se o preparo das peças anatômicas com a dissecação
da pele e do periósteo da tíbia e retirada a peça. Após a remoção dos implantes
(Figura 8), as peças ósseas foram colocadas em formalina tamponada a 10% para
posterior análise histológica.
a b
47
4.2.5 ANÁLISE DE SUPERFÍCIE
Os implantes removidos aos 40 dias foram submetidos à análise topográfica,
que foi realizada através de Microscopia Eletrônica de Varredura (MEV) no Instituto
Militar de Engenharia (IME), Urca - Rio de Janeiro.
Figura 8. Fotografias das peças ósseas removidas (a), da remoção dos implantes
com torquímetro digital (b) e dos implantes separados das peças ósseas (c).
4.2.6 MICROSCOPIA ELETRÔNICA DE VARREDURA
As ultraestruturas das superfícies Porous® e Nano foram inicialmente
analisadas por microscopia eletrônica de varredura (FEG/EDS – Philips XL 30 FEG),
com detector Oxford Link pentafet x-ray pois havia necessidade de grandes aumentos
para caracterizar cristais nanométricos. Foram utilizados elétrons secundários
acelerados a 25 kV. As amostras foram fixada ao porta-amostra com o auxílio de fita
dupla face condutora e, logo em seguida, colocadas na câmara de análise do
equipamento.
4.3 ESTUDO DE TORQUE EM DIFERENTES FRESAGENS E INCIDÊNCIA DE
TRINCAS E FRATURAS
Neste experimento in vitro foram utilizadas as tíbias direitas dos animais, que
foi extraída após a eutanásia (Figura 9). Assim, foram utilizados três tipos de implantes
e diferentes fresagens em suas superfícies. Cada tíbia recebeu de 2 a 3 implantes e
as medidas de torque de inserção e de remoção foram registradas em
Newton.centímetro (N.cm). Os implantes utilizados foram da marca Conexão Sistema
a b c
48
de Prótese Ltda, São Paulo/SP – Brasil, Master Actives (3,3 cm x 7,5 cm), Easy Grip
Porous (3,75 cm x 13,0 cm), de uso Laboratorial e Easy Grip Actives (3,75 cm x 13,0
cm), de uso Laboratorial. As 4 fresagens aplicadas aos implantes estão descritas no
Quadro 1.
Após a remoção dos implantes com torquímetro digital, as tíbias foram
fotografadas por microscopia, com OPTICAM Microscópio Biológico Monocular para
avaliação visual de fraturas e trincas no laboratório da UNIGRANRIO – Universidade
do Grande Rio, Duque de Caxias - RJ.
Figura 9. Fotografias da tíbia direita de coelho, removida após a eutanásia (a) e logo
após a colocação dos implantes (b).
A preparação do sitio do implante foi irrigada abundantemente com soro
fisiológico, para evitar o aquecimento ósseo durante a preparação óssea (DONATH et
al., 2005; MISCH, 2006; DAVARPANAH et al., 2010). Na fresagem dos implantes, foi
utilizada em todas as lojas cirúrgicas a broca lança até o comprimento total do implante
(NOVAES & NOVAES, 2004). A seguir, foi-se aumentando os diâmetros das fresas,
para alargar a loja cirúrgica (GARG, 2001; DAVARPANAH et al., 2010). Para os
implantes de 3,3 mm de diâmetro, foram preparados sítios cirúrgicos com uma fresa
de 2 mm de diâmetro para dois implantes. Foram usados para outros dois implantes
as mesmas brocas, a lança e a fresa de 2 mm, e uma de 2,4/2,8mm, a fim de se obter
um torque maior (Quadro 1). Já para os implantes de 3,75 mm de diâmetro, foram
preparados sítios cirúrgicos com as fresa de 2 mm, 2,4/ 2,8 mm e 3,0 mm de diâmetro
para dois implantes. Ainda foi usado em dois implantes, além dessa sequência, mais
uma fresa com 3,2 mm, para obtenção de torque maior. Sempre sendo realizado um
alargamento progressivo da perfuração (GARG, 2001; NOVAES & NOVAES, 2004),
pois quanto mais denso o osso, maior era a osteotomia final (MISCH, 2006).
a b
49
Quadro 1. Implantes utilizados na tíbia direita dos animais experimentais com
diferentes fresagens.
Implante Geometria Fresagem (F)
1 - Master Actives* Cônico F1: Lança + 2
2 - Master Actives Cônico F2: Lança + 2 + 2,4/2,8
3 - Master Actives Cônico F1: Lança + 2
4 - Master Actives Cônico F2: Lança + 2 + 2,4/2,8
5 - Easy Grip Porous†
Hibrido F3: Lança + 2+2,4/2,8 + 3 + 3,2
6 - Easy Grip Porous
Hibrido F4: Lança + 2 + 2,4/2,8 + 3
7 - Easy Grip Actives† Hibrido F4: Lança + 2 + 2,4/2,8 + 3
8 - Easy Grip Actives Hibrido F3: Lança + 2+2,4/2,8 + 3+ 3,2
* 3,3 mm (diâmetro) x 7,5 mm (comprimento); † 3,75 mm x 13,0 mm.
4.3.1 ANÁLISE DE DADOS
Os dados foram avaliados com a utilização de um pacote estatístico (IBM SPSS
Statistics 19, IBM, Armonk, NY, EUA). Para analisar variações significativas no peso
dos animais ao longo do tempo foi utilizado Teste de Friedman na comparação entre
os três momentos de pesagem; e na comparação dos tempos dois a dois, foi utilizado
o teste Wilcoxon. Os valores de torque foram registrados em N.cm. A mensuração da
área coberta por tecido ósseo remanescente sobre as superfícies dos implantes após
a remoção destes, assim como o comprimento das trincas e fraturas no estudo in vitro
foram mensurados com o programa de análise de imagens ImageJ (disponível em
http://imagej.nih.gov). Na análise topográfica, foi calculado o porcentual da superfície
dos implantes recobertos com tecido ósseo. Para analisar diferenças significativas
entre os grupos foi utilizado o teste Mann-Whitney e para avaliar diferenças entre os
torques de inserção e remoção foi utilizado o teste Wilcoslon. O nível de significância
utilizado foi 5% em todas as análises.
50
5. RESULTADOS
Peso dos animais
A Tabela 1 apresenta o registro do peso dos animais em kg ao longo do estudo,
assim como a média do grupo em três tempos: na chegada ao biotério, no momento
da cirurgia e no momento da eutanásia. Foi constatado que o peso dos animais variou
significativamente ao longo do tempo (p = 0,002; Teste de Friedman), sendo que esta
diferença foi significativa entre a primeira pesagem e os outros dois tempos, cirurgia
e eutanásia (p = 0,018; teste Wilcoxon). Devido três destas cobaias sofreram
eutanásia no dia da cirurgia.
Tabela 1. Peso dos animais experimentais (N=6) ao longo do estudo em kilograma e
a média ± desvio-padrão nos três momentos de mensuração.
Animal
Peso em kg ao longo do tempo
Chegada ao
Biotério
Cirurgia Eutanásia
1 2,83 3,34 3,34
2 3,04 3,97 3,97
3 2,87 3,68 3,77
4 2,71 3,61 3,72
5 2,92 3,79 3,79
6 3,31 3,92 3,92
Total (média ± dp) 2,71 ± 0,19 3,34 ± 0,21 3,34 ± 0,20
* Teste de Friedman. (P* 0,002)
Torques de inserção e remoção
Na Figura 10 estão demonstrados os valores de torque empregados na
inserção dos implantes Porous e Porous Nano nos animais experimentais. Os valores
variaram de 20 a 40 N.cm, e o valor médio foi de 30 N.cm ± 8,16 nos dois grupos.
51
No gráfico de barras da Figura 11 estão demonstrados os valores de torque
empregados na remoção dos implantes Porous e Nano nos animais experimentais
nos dias 0 e 40. Para os implantes Porous no dia 0, o torque médio de remoção foi de
33,33 N.cm ±11,54, e no dia 40 de 28,40 N.cm ±3,67. Para os implantes Porous Nano,
estes valores foram de 33,33 N.cm ± 11,55 e de 30,15 N.cm ± 1,34 nos dias 0 e 40,
respectivamente. Nenhuma diferença significativa foi encontrada nos valores de
torque de remoção nos tempos de observação (p >0,05; teste Mann-Whitney).
Figura 10. Gráfico demonstrando o torque de inserção aplicado durante a colocação
dos implantes Porous e Porous Nano.
0 10 20 30 40
1
2
3
4
5
6
Porous Nano
Porous
Torque de remoção em N.cm
An
imai
s
52
Figura 11. Gráfico demonstrando o torque de remoção aplicado aos implantes Porous
e Porous Nano nos dias 0 e 40 após a colocação.
Avaliação topográfica dos implantes
As microfotografias em diferentes aumentos (Figuras 12, 13 e 14) demonstram
as superfícies dos implantes Porous e Porous Nano removidos aos 40 dias de
experimento. Foi quantificada nas imagens de MEV a área de superfície recoberta por
osso remanescente nos implantes removidos. Na Figura 15 está demonstrada a
proporção de área coberta por tecido ósseo nos dois tipos de implantes avaliados.
Esta proporção foi maior nos implantes Porous (35,15 % ± 6,92), porém esta não foi
significativamente maior do que aquela encontrada na superfície dos implantes
Porous Nano (26,55% ± 5,29).
24 26 28 30 32 34
Remoção Porous dia 0
Remoção Porous dia 40
Remoção Porous Nano dia 0
Remoção Porous Nano dia 40
Torque de remoção em N.cm
53
Figura 12. Microfotografia de microscopia eletrônica de varredura em aumento de 100
vezes dos implantes removidos no dia 40 após a colocação. a: implante Porous; b:
implante Porous Nano.
Figura 13. Microfotografia de microscopia eletrônica de varredura em aumento de 500
vezes dos implantes removidos no dia 40 após a colocação. a: implante Porous; b:
implante Porous Nano.
a b
a b
54
Figura 14. Microfotografia de microscopia eletrônica de varredura dos implantes
removidos no dia 40 após a colocação. a: implante Porous com aumento de 2000x; b:
implante Porous Nano com aumento de 2500x.
Figura 15. Porcentagem média de área de superfície coberta por tecido ósseo
verificado através de microscopia eletrônica de varredura. Colunas representam
percentagem média (± erro-padrão da média) nos grupos. Valor de p > 0,05, teste de
Mann-Whitney.
a b
55
Torques e fresagens e incidência de trincas e fraturas.
Na Figura 16 estão demonstrados os valores dos torques (N.cm) de inserção e
de remoção aplicados em implantes fresados com quatro diferentes técnicas e
implantados em tíbia de coelho in vitro. Quando todos os implantes são computados
juntos, há diferença significativa entre os torques (p = 0,012, teste Wilcoxon), sendo o
de inserção sempre maior. No entanto, não há diferença significativa entre os torques
dentro das mesmas fresagens (p > 0,05).
As figuras 17, 18 e 19 apresentam as tíbias de coelho após a remoção dos
implantes. Na figura 17 são apresentadas microfotografias com perfurações
realizadas para o implante Master Actives. A Figura 17a apresenta um exemplo de
peça óssea sem fraturas/ trincas, enquanto que a Figura 17b apresenta múltiplas
fraturas/ trincas. Uma microfotografia com perfuração realizada para o implante Easy
Grip Porous com fratura/ trinca está apresentada na Figura 18. E na Figura 19 estão
microfotografias com perfurações realizadas para o implante Easy Grip Actives sem
fraturas/ trincas (Figura 19a) e com fraturas/trincas (Figura 19b).
Figura 16. Gráfico demonstrando os torques de inserção e de remoção aplicados a
três diferentes implantes fresados (F) com quatro diferentes métodos. Master Actives:
implantes 1, 2, 3 e 4; Easy Grip Porous: implantes 5 e 6; Easy Grip Actives: implantes
7 e 8. *valor de p = 0,012 refere-se a diferença entre o torque de inserção e o de
remoção incluindo todos os grupos, teste Wilcoxon.
0
10
20
30
40
50
60
1 3 2 4 5 8 6 7
Inserção
Remoção
Implantes
Torq
ue
em
N.c
m
F1
F2
F3
F4
*p = 0,012
56
Figura 17. Microfotografias com perfurações realizadas para o implante Master
Actives em peça óssea (tíbia de coelho) (a) sem fraturas/ trincas e (b) com múltiplas
fraturas/trincas.
Figura 18. Microfotografia com perfuração realizada para o implante Easy Grip Porous
em peça óssea (tíbia de coelho) sem fratura/trinca.
b a
57
Figura 19. Microfotografias com perfurações realizadas para o implante Easy Grip
Actives em peça óssea (tíbia de coelho) (a) sem fraturas/ trincas e (b) com
fraturas/trincas.
A Tabela 2 apresenta a incidência e dimensão em mm de fraturas/ trincas
produzidas em tíbia de coelho quando diferentes implantes com diferentes fresagens
e torques de inserção e remoção foram testados in vitro. Pode-se observar que
aconteceram fraturas/ trincas independente do tipo de implante em diferentes
fresagens e quando diferentes torques de inserção e de remoção. O comprimento das
fraturas/ trincas detectadas variam entre 2,6 a 7,1 mm.
a b
58
Tabela 2. Incidência e dimensão (comprimento em mm) de fraturas/ trincas
produzidas em tíbia de coelho quando diferentes implantes com diferentes fresagens
e torques de inserção e remoção foram testados in vitro.
Implante Torque inserção/
remoção
Fratura/ trinca Dimensão média
da fratura/ trinca
1 - Master Actives* < 20/ < 20 Não -
2 - Master Actives > 50/ > 50 Sim 2,63
3 - Master Actives < 20/ < 20 Sim 7,15
4 - Master Actives >10/>10 Não -
5 - Easy Grip Porous† < 30/ 10 Sim 5,17
6 - Easy Grip Porous >40/ 50 Sim 6
7 - Easy Grip Actives† >40/ <10 Não -
8 - Easy Grip Actives >20/<10 Sim 7,15
* 3,3 mm (diâmetro) x 7,5 mm (comprimento); † 3,75 mm x 13,0 mm.
59
6 DISCUSSÂO
O presente estudo teve como objetivo avaliar o torque aplicado durante a
inserção e a remoção de implantes dentários com superfícies e fresagens diferentes
implantados em tíbia de coelho. Além disto, objetivou-se avaliar a superfície a área
coberta por tecido ósseo após a remoção dos implantes aos 40 dias de instalação.
Para tanto, o animal experimental de estudo eleito foi o coelho, o que está em
consonância com estudos de osteointegração (VASCONCELLOS et al., 2004; ROSSI,
2006; COIMBRA, 2008; LINDHE et al., 2008; MISCH, 2009; KIRST-POST et al., 2011).
Os tempos experimentais eleitos para este estudo, 0 e 40 dias, foi feito uma
modificação do estudo de Vasconcellos e colaboradores, em 2004, assim o presente
estudo ficou com um tempo maior para ocorre o processo da osseointegração. Nestes
tempos experimentais é possível a avaliação de eventos iniciais que ocorrem na
interface osso-implante, que são determinantes para o sucesso ou o fracasso da
osseointegração (KIRST-POST et al., 2011).
Foi demonstrado previamente que estudos com coelhos são viáveis pela rápida
maturação óssea apresentada por este animal, que, em 5 meses de idade, pode
apresentar osso totalmente desenvolvido (ZAGURY, 2004). Assim, optou-se pela
utilização de coelhos entre 6 e 8 meses no presente estudo.
Contudo, estudos em experimentação animal nem sempre são de extrapolação
direta para as situações clínicas (KIRST-POST et al., 2011). Por outro lado, estudos
clínicos em pacientes são geralmente limitados aos parâmetros clínicos e
radiográficos ou, em alguns casos, a implantes extraídos por fracassos (KIRST-POST
et al., 2011). Desta forma, ainda se justifica o uso de cobaias em estudos de prova de
princípio biológico. No caso do tecido ósseo da tíbia de coelho, este é comparável
com o tecido ósseo alveolar humano, o que leva a desempenhos parecidos quanto à
osteointegração (KIRST-POST et al., 2011). Quanto à quantidade de cobaias, o
tamanho amostral está compatível com a literatura (ZAGURY 2004;
VASCONCELLOS et al. 2005; ROSSI, 2006; KIRST-POST et al., 2011). No estudo de
Vasconcellos (2004) utilizaram 4 cobaias, no de Zagury (2004) e Rossi (2006) foram
utilizados 9 coelhos e no de Kirst-Post (2011), 8 coelhos. Entretanto, Coimbra (2008)
utilizaram 36 coelhos e Saran (2011) utilizaram 44 coelhos. No presente estudo,
optou-se por trabalhar com um mínimo possível de animais com os quais pudessem
60
ser obtidos dados para responder aos objetivos do estudo. Além disso, deve-se
sempre levar em consideração que o uso excessivos de animais experimentais
contariam questões bioéticas (RODRIGUES, 2006).
Para a obtenção de uma osseointegração segura, tem-se que respeitar alguns
fatores como a biocompatibilidade do material, o desenho do implante, a superfície do
implante, o acesso cirúrgico, além do status biomecânico e o tempo (NOVAES &
NOVAES, 2004; MISCH, 2006; MISCH, 2009; LINDHE et al., 2008 e KIRST-POST et
al., 2011). No presente estudo foi constatado que em 40 dias já houve aderência óssea
aos implantes inseridos, conforme evidenciado em MEV (Figuras 12, 13, 14). Embora
não se tenha obtido diferenças significativas, as superfícies analisadas de Porous foi
a que demonstrou uma maior cobertura por tecido ósseo.
Em um estudo realizado em 2010, por Bezerra e colaboradores foi
demonstrado que a estabilidade primária de implantes instalados em osso bovino foi
mais associada à forma do implante do que ao torque de inserção. Isto pode explicar
em parte os dados coletados através de MEV, os quais demonstraram que o implante
Porous apresentou uma tendência a ter maior proporção de superfície recoberta por
tecido ósseo, embora os torques não tenham diferido entre este implante e o Porous
Nano.
Fatores como dimensão das rugosidades, presença de contaminantes e
limpeza da superfície são também importantes para a resposta biológica de curto e
longo prazos (MISCH, 2006; MISCH, 2009; LINDHE et al., 2008). Porém, há autor que
recomenda proporcionar um máximo de contato do implante com o osso durante a
sua colocação, reduzindo o risco de tecido fibroso na interface (VASCONCELOS et
al., 2004). No caso do presente estudo, as diferentes superfícies dos implantes assim
como as diferentes fresagens objetivaram avaliar os torques de inserção e remoção.
Além disto, a estabilidade do implante foi conseguida entre o colo do implante e a
cortical externa como descrito por Misch, em 2009.
Os implantes possuem características que podem influenciar no torque de
inserção, uma delas é a superfície dos implantes (AKCA et al., 2006; DEGIDI et al.,
2010; WALKER et al., 2011). Entretanto, no corrente estudo, foi observado que o
torque de inserção aplicados aos implantes Porous, com superfícies tratadas com
ataque ácido, e nos implantes Porous Nano, com superfícies tratadas com ácido com
adição de partículas de flúor, não diferiu significativamente (Figura 10). O mesmo
resultado foi encontrado por Elias e colaboradores, em 2008. Da mesma forma, em
61
um estudo em cães não foi observada nenhuma diferença entre os torques de
inserção e remoção nos dias 7 e 15 após a instalação (CORDERO et al., 2009).
Quanto ao torque de remoção dos implantes Porous e Porous Nano no tempo
0, não foram observadas diferenças significativas. Similarmente, Elias e
colaboradores, em 2008, não relataram nenhuma diferença significativa no torque de
remoção entre os implantes tratados com ácido (Porous) e com deposição de fluoretos
(Porous Nano). Também se deve destacar que, no presente estudo, os torques de
remoção foram menores que os torques de inserção em todos os implantes instalados,
o que está de acordo com os achados de Ueda, em 1991. Portanto, pode-se inferir
que, quando o cirurgião exerce uma pressão exagerada sobre o implante, uma
compressão continua é adicionada ao osso circundante, levando a fraturas e trincas
ósseas.
No presente experimentação in vitro, obteve-se uma redução significativa (p =
0,02) no torque de remoção em comparação ao de inserção. Observou-se ainda que
o tipo de fresagem não influenciou significativamente o desempenho de um dado
implante quanto aos troques de inserção e remoção. Além disto, as fresagens 1 (broca
lança + broca helicoidal 2) e 3 (broca lança + broca helicoidal 2 + broca helicoidal
2,4/2,8 + broca helicoidal 3 + broca helicoidal 3,2) conduziram à produção de torques
considerados de baixos a médios, ou seja, menores de 30N.cm (DEGIDI et al., 2010;
WALKER et al., 2011). A fresagem 4 (broca lança + broca helicoidal 2 + broca
helicoidal 2,4/2,8 + broca helicoidal 3) levou a torques de inserção de médios a altos
(entre 30 e 50 N.cm). Enquanto a fresagem 2 (broca lança + broca helicoidal 2 + broca
helicoidal 2,4/2,8) produziu valores bastante discrepantes entre 2 implantes testados,
levando a torques de remoção que variaram de baixo (< 10 N.cm) a alto (> 48 N.cm)
de acordo com a classificação proposta por Walker e colaboradores, em 2011. Sotto-
Maior e colaboradores, em 2010 e Degidi e colaboradores, em 2010 demonstraram
que um torque alto de inserção aumenta as concentrações de tensões de tração.
Ao preparar as lojas para receberem os implantes osseointegráveis, deve-se
seguir determinados protocolos para preservar ao máximo a viabilidade biológica das
células ósseas nas áreas de corte (DINATO & POLIDO, 2004). Assim, preservam-se
os osteócitos nas margens cirúrgicas para que se evite reabsorção prévia da matriz
mineralizada antes que se inicie a osseointegração (CONSOLARO, 2012). Na
presente experimentação, ocorreram fraturas e trincas quando foi feita uma sub-
fresagem no preparo das lojas cirúrgicas estipulado pelo fabricante, que objetivava
62
maior atrito entre o osso e o implante. Poderia ser sugerido que o diâmetro dos
implantes pudesse ser mais estreito para, assim, minimizar a incidência de fraturas/
trincas. Como observado em outros estudos como o de Sotto-Maior e colaboradores,
em 2010 e Degidi e colaboradores, em 2010 a produção de fraturas/ trincas está
associada aos torques de inserção e de remoção. No entanto, pelas presentes
observações, pode-se sugerir que a produção de trincas e fraturas ósseas em tíbia de
coelho in vitro pode estar associada também ao tipo de fresagem aplicada à loja
cirúrgica.
63
7 CONCLUSÕES
Não existem diferenças significativas nos torques de inserção ou remoção entre
os implantes Porous e Porous Nano.
Há uma maior aderência óssea à superfície do implante Porous quando
comparado com o implante Porous Nano.
A produção de trincas e fraturas ósseas em tíbia de coelho in vitro pode estar
associada ao tipo de fresagem, além dos torques de inserção e de remoção aplicados.
Além disto, o torque de remoção foi sempre menor que o de inserção,
independentemente da superfície do implante.
64
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ANEXOS - PARECER DO COMITÊ DE ÉTICA
![Jurema Rosa Lopes UNIGRANRIO - if.ufrgs.br · Jurema Rosa Lopes [juremarosa@ig.com.br] UNIGRANRIO Resumo Partindo da compreensão de que os conceitos de função seno e cosseno foram](https://img.dokumen.tips/doc/110x75/5c2a686f09d3f2c47f8ba064/jurema-rosa-lopes-unigranrio-ifufrgsbr-jurema-rosa-lopes-juremarosaigcombr.jpg)