ANÁLISE DAS SUPERFÍCIES DE IMPLANTES OSSOINTEGRÁVEIS

José Henrique Cavalcanti Lima, Mestre em implantodontia, Odontoclínica Central do Exército

Carlos Nelson Elias, Doutor em Ciência dos Materiais, Universidade Federal Fluminense

Luiz Augusto Meirelles, mestrando em Odontologia UNICAMP

1. Introdução

Os atuais “implantes osseointegráveis” começaram a ser desenvolvidos em 1956 e foram avaliados clinicamente de 1965 a 1980. Ao longo dos anos os implantes sofreram alterações na forma, dimensões, tratamento da superfície e são encontrados no mercado com diversas designações comerciais. De modo geral, os resultados funcionais obtidos na substituição das raízes perdidas têm sido excelentes.

Um sistema de implante osseointegrável ideal deve apresentar íntimo contato com o osso para permitir a transferência das forças oclusais para o tecido ósseo neoformado e não apresentar áreas de concentração de tensão. É importante que o sistema permaneça estável no local implantado, não provoque nenhum efeito negativo localizado ou sistêmico no tecido durante a vida do paciente, permita uma área de contato funcional igual à área total da superfície do implante e garanta funcionabilidade acompanhada da possibilidade de oferecer uma prótese com estética ao paciente.

Dentre os materiais utilizados em aplicações biomédicas como implantes endósseos, destaca-se o titânio comercialmente puro e suas ligas. Este metal apresenta boa razão resistência mecânica/peso e é biocompatível. O desempenho e o processo de osseointegração depende das características superficiais do óxido de titânio que recobre o implante. O titânio ao ser exposto a meios oxidantes, em um milisegundo forma uma camada superficial de óxido com espessura de 10 a 100 Å. Esta camada apresenta excelente passivação à maioria dos meios, isto é se mantem estável aos diferentes meios, principalmente nas condições fisiológicas. Cirurgicamente, a superfície de titânio comercialmente puro ou liga de titânio mantém esta camada de óxido imutável, sem mudança significativa na espessura e não apresenta processo de corrosão. Esta camada de óxido tem sua espessura controlada durante a fabricação, é responsável pela interação implante/tecido e garante o fenômeno da osseointegração. Na superfície do titânio são formados 7 tipos de óxidos: óxido amorfo, óxido com estrutura cúbica (TiO), sesquióxido com estrutura hexagonal (Ti2O3), dióxido tetragonal (TiO2 – anatásio), dióxido ortorrômbico (TiO2 – broquita), dióxido tetragonal (TiO2 – rutilo), óxido não estequiométrico (TixOy). Destes, apenas o rutilo apresenta biocompatibilidade.

Apesar do titânio ser extensivamente usado como biomaterial, ainda existem dúvidas quanto a sua resposta biológica. Uma das propriedades analisadas, sem resposta conclusiva, tem sido a influência da qualidade, composição e espessura da camada superficial de óxido que recobre o implante. Alguns trabalhos mostraram que a cicatrização em volta dos implantes de titânio usinados ocorre mediante um processo de mineralização gradual em direção ao implante, ou seja o mecanismos que envolve a osseointegração não inicia na superfície do implante (SENNERBY1 e DELIGIANNI et al.2). O implante como usinado possui uma superfície que permite a mineralização do osso, mas não tem uma superfície indutora. Além disso, durante a cicatrização, que ocorre em alguns dias e, a remodelação, que necessita de semanas ou até anos, os processos biológicos que ocorrem na interface afetam as propriedades da camada de óxido inicial. Para acelerar o micromecanismo de ligação química do implante ao osso são utilizados materiais bioativos, os quais facilitam a formação de pontes de cálcio e fósforo. A espessura da camada de óxido dos implantes de titânio sofre pequeno aumento com o tempo e incorpora íons de Ca, P, S do meio fisiológico.

A ligação implante-osso é predominantemente, a qual é obtida por meio de entalhes na superfície do implante, filetes de rosca e tratamentos da superfície para aumentar a rugosidade. Por este motivo, o estudo da influência das propriedades superficiais dos Biomateriais na osseointegração é importante. A resposta biológica do hospedeiro depende da estrutura e da composição química da superfície dos materiais que entram em contato com o organismo (KANAGARAJA et al3) .

Não há dúvida que a biodinâmica dos implantes osseointegráveis depende de fatores relacionados ao implante, da técnica cirúrgica empregada, do estado do hospedeiro e dos cuidados pós-cirúrgicos. Quanto aos parâmetros relacionados aos implantes destaca-se o material usado na fabricação, desenho, acabamento superficial e tipo de superfície. Ao profissional cabe o emprego de técnica cirúrgica para controle traumático e estabilidade primária para evitar desenvolvimento de tecido conjuntivo. (ELIAS e LIMA4).

Um implante ideal deve ter a superfície química dinâmica para induzir as mudanças histológicas que ocorreriam se o implante não estivesse presente. Contudo, a resposta inicial do hospedeiro após a implantação é caracterizada por uma reação inflamatória. Esta reação é provocada pelo inevitável trauma cirúrgico e subseqüentemente modificada pela presença do implante (BOWERS et al.5).

2. Implantes Osseointegráveis

No início da década de 60, após a seleção prévia de pacientes, foram sugeridos os primeiros protocolos para a avaliação clínica, realização de cirurgias e colocação das conexões de prótese sobre implantes. Algumas modificações no sistema inicial foram introduzidas no período de 1965 a 1980 quando foi concluído o estudo envolvendo o sistema de implantes osseointegráveis desenvolvido por BRANEMARK et al.6. Nestes trabalhos foi demonstrado um índice de sucesso superior a 95% no período de 15 anos (ADELL et al.7).

ALBREKTSSSON et al.8 propuseram seis fatores para estabelecer o sucesso do fenômeno da osseointegração conceituado por Brånemark em 1980 como sendo a “ligação direta estrutural e funcional entre o osso vivo e ordenado e a superfície de um implante submetido à cargas funcionais”, são eles: material do implante, desenho do implante, qualidade da superfície da fixação, condições do osso, técnica cirúrgica adequada e condições para colocar em função. Posteriormente SMITH et al.9 mostraram a importância da criteriosa caracterização das propriedades da superfície. As propriedades superficiais são definidas quando se escolhe o metal ou liga, durante a usinagem do implante (fabricação), na fase de descontaminação, embalagem e esterilização.

Não existe dúvida quanto à influência das condições do osso receptor na osseointegração, as quais determinam a estabilidade inicial, o remodelamento e manutenção da osseointegração visto que devemos ter quantidade óssea suficiente para instalar o implante com total ausência de processos inflamatórios, ou qualquer outra atividade patológica sistêmica que possa influenciar na regeneração do osso ao redor do implante. Mas, quando se analisa a importância da morfologia superficial dos implantes é possível se identificar algumas controvérsias quanto à forma ideal do implante. Alguns parâmetros são selecionados com base na experiência clínica. Por exemplo, o profissional define o tipo, a forma e o tamanho do implante a ser empregado com base no espaço disponível na região da cirurgia. A seleção do tipo de superfície é feita com base na qualidade e quantidade de osso disponível (ELIAS e CAVALCANTI10). POSIÇÃO FIGURA 1

Vários fatores relacionados à carga e a topografia superficial influenciam a adesão e ativação das células. Todavia, há necessidade de dados quantitativos sobre a adesão celular aos diferentes materiais de implante e matriz circundante. Observações sobre a interação do metal dos implantes com o tecido indicam que somente uma pequena fração das células inflamatórias presentes no espaço cirúrgico adere à superfície durante a fase inicial de cicatrização. As propriedades

superficiais de um implante devem ser analisadas com cuidado, elas definem o sucesso e permanência da interface osso implante (KANAGARAJA et al3) .

3. Formação do tecido ósseo

O organismo contém células que estão programadas para converter-se em células formadoras de osso. As células predestinadas são chamadas células progenitoras ósseas ou células osteogênicas, as quais se originam a partir de células mais primitivas, as células mesenquimatosas indiferenciadas. Quando há necessidade de regeneração óssea, as células progenitoras ósseas se diferenciam para osteoblastos que finalmente produzem o osso. Após a formação dos osteoblastos, há emissão de prolongamentos citoplasmáticos que entram em contato com prolongamentos celulares de outros osteoblastos. Entre os osteoblastos e seus prolongamentos há amplos espaços denominados “espaço intercelular”. Os osteoblastos produzem e secretam compostos orgânicos para o espaço intercelular. As secreções orgânicas dos osteoblastos são classificadas em componente fibroso (colágeno tipo 1) e um componente amorfo constituído de proteoglicanos, proteínas não colagênicas e glicoproteínas. Nesta matriz, as osteocalcinas e as osteonectinas são componentes amorfos, portanto o osteoblasto produz a matriz orgânica do tecido ósseo. Uma vez formada a matriz osteóide, inicia-se um processo de mineralização ou calcificação por intermédio de deposição, principalmente de cálcio e fósforo na forma de hidroxiapatita. Uma vez mineralizada a matriz, as células osteoblásticas rodeadas por matriz mineralizada passam a denominar-se osteócitos. Os osteócitos são osteoblastos que foram aprisionados na matriz mineralizada. No entanto, nem todos os osteoblastos se transformam em osteócitos; alguns migram para a superfície do osso quando formam a matriz orgânica. Nestes casos, os osteoblastos são componentes celulares das membranas que recobrem a superfície de todos os ossos. Estas membranas são o periósteo e o endósteo. Além destas células, participam do remodelamento ósseo as células osteoclásticas (osteoclastos) que são responsáveis pela remoção de tecido ósseo (osteoclasia). Os osteoclastos são originados das células do sistema monocítico-fagocitário, que derivam dos monócitos que migram para os espaços extravasculares a partir do sangue circulante (PULEO11, DAVIES12).

4. Remodelamento ósseo

O processo de remodelamento ósseo é dinâmico e permanente. O osso compacto é submetido a trocas constantes e sua perda pode se dar na superfície óssea como conseqüência da atividade osteoclástica ou também na intimidade do tecido ósseo. Quando o osso entra em fadiga ou está necrótico as atividades osteoclásticas iniciam a remoção deste tecido (ROBERTS12). Os osteoclastos acumulam-se na superfície do osso ou em canais haversianos criando um túnel na profundidade do osso denso. Este arranjo de osteoclastos se denomina cunha de corte e o túnel que produz chama-se túnel de erosão (reabsorção). A cunha de corte continua aprofundando-se no interior até que todo o tecido necrosado tenha sido removido ou delimitado. A cunha de corte é seguida por um capilar sangüíneo que se introduz no interior deste túnel formado pelos osteoclastos. Acompanhando estes capilares estão as células progenitoras ósseas que vão incorporando-se ao túnel erosionado. As células progenitoras se localizam ao redor da periferia do capilar e denominam-se células perivasculres. Por sua vez, as células perivasculares também se associam aos capilares na medula óssea e no periósteo. Após a penetração no túnel de erosão, as células perivasculares se separam dos capilares e adere-se às paredes do túnel de erosão se diferenciando em osteoblastos, iniciando imediatamente a deposição de matriz osteóide. Esta matriz osteóide se mineraliza aparecendo osso novo e ordenado em uma porção do túnel de reabsorção. Conforme se deposita o osso, alguns osteoblastos que estão situados atrás e presos no interior da matriz mineralizada transformam-se em osteócitos. O osso continua depositando-se no interior do túnel. Nesta situação, o vaso sangüíneo que penetrou originalmente no túnel de erosão fica rodeado, formando assim um novo canal haversiano. Este novo canal haversiano está revestido por

osteoblastos e ou células progenitoras ósseas que continuam o revestimento endosteal do mesmo. (JUNQUEIRA e CARNEIRO14).

A regeneração óssea envolve a osteogênese e a reabsorção. A reabsorção tem relação com a remoção do osso necrótico ou lesado e com a remodelação do osso neodepositado, especialmente na sua conversão de osso trabecular imaturo em osso lamelar. O osso trabecular imaturo possui fibrilas colágenas de diâmetros e orientações diversas, esta característica foi observada nas fases iniciais da osteogênese, tanto no embrião, como após a reparação de uma ferida no organismo pós-fetal. Além da disposição irregular das fibras colágenas, o osso primário contém um contigente mineral mais baixo que o osso lamelar e proporções mais elevadas de osteócitos. O osso lamelar possui fibras colágenas dispostas em lamelas de 3 a 7 micrometros, paralelas entre si, ou organizadas concentricamente em torno de um canal vascular.

5. Reação do Osso com a Inserção do Implante Endósseo

Aproximadamente 1mm de osso adjacente ao implante endósseo morre como conseqüência do traumatismo associado à preparação do alvéolo do implante e à inserção posterior do mesmo. A maior parte do dano é secundária em relação à inflamação do osso cortical da zona. Entre a parede óssea da zona cirúrgica e a superfície do implante, os osteoblastos depositam uma fina camada de osso novo. Este osso imaturo, do tipo trabecular não possui resistência suficiente para suportar as cargas mastigatórias. ROBERT et al.13, baseados em estudos realizados em ratos e em coelhos, estimaram que para ocorrer a compactação da interface do implante ao osso deve transcorrer aproximadamente 18 semanas. Os autores também afirmaram que a compactação do osso na zona cirúrgica elimina o osso desvitalizado. O osso necrosado é eliminado pela atividade osteoclástica da superfície do implante para a profundidade do osso lesado. Para eliminar o osso necrótico, situado na profundidade, os osteoclastos criam cunhas de corte que invadem o osso desvitalizado. Este processo se diferencia da remodelação normal do osso cortical, porque aparecem osteomas secundários orientados perpendicularmente ao eixo longitudinal do osso e não de forma paralela. A partir dos túneis de erosão iniciais aparecem outros canais que se situam em ângulo reto com a superfície do implante. Estes mesmos pesquisadores, concluíram que a manutenção da interface osso-implante exige uma contínua remodelação da interface do osso de suporte de fixação. A eliminação de osso fadigado desta zona é feita pelos osteoclastos que empregam o mecanismo da cunha de corte. Este sistema é bastante eficaz removendo todo osso necrótico e “fadigado” ao redor do implante.

Durante o procedimento cirúrgico para colocação de implantes a superfície do mesmo entra em contato com o sangue e é recoberta por proteínas, as quais são adsorvidas pela superfície. O titânio em contato com o osso fisiológico ou com o plasma absorve moléculas de cininogeneo de alto peso molecular, fator XII, fator I (fibrinogêneo), Ig G e C1q. Após 5 segundos são encontradas plaquetas e os granulócitos polimorfonuclear aderem após 10 minutos (leocócitos granulares maduros, em cujo grupo se incluem os polimorfonucleares dos tipos nentrófilo, acidófilo e basófilo). Os granulócitos polimorfonucleares são os primeiros leucócitos recrutados pela superfície de titânio exposta ao contato com sangue (ROBERTS13).

KANAGARAJA et al3 mostraram que dependendo da preparação da superfície há diferença na absorção das células pelo titânio exposto ao contato com sangue humano. DELIGIANNI et al2 constataram que a adesão de monócitos (grandes leucócitos mononucleados, representam 3 a 7 % dos leocócitos do sangue circulante) é sensível à variação de espessura e da composição da camada de óxido de titânio. Os granulócitos polimorfonucleares são mais dependentes da rugosidade da superfície do implante. Macrófagos preferem superfícies com menor rugosidade.

6. Ligação Osso-Implante

SILVA15, com base em dados da literatura, fez uma análise dos mecanismos de ligação osso-implante. Na região que fica em contato com a medula óssea, a resolução do coágulo sangüíneo e a infiltração de glóbulos brancos é seguida pela invasão do sítio cirúrgico por meio de uma rede tridimensional de fibrila e colágeno tipo III (matriz tridimensional), de células endósseas de fenótipo osteogênico e células mesenquimais indiferenciadas com capacidade para se diferenciarem em células osteogênicas, concomitantemente com a nova vascularização. (DAVIES12). Essas células são pluripotentes quanto à sua diferenciação em osteoblastos, condroblastos, células musculares ou células de gordura. O caminho seguido dependerá de fatores sistêmicos e locais.

As células interagem com o meio através de proteínas de adesão específicas. As células mesenquimais tendem a usar fibronectina para ancorá-las ao colágeno de sua matriz extracelular. A fibronectina é sintetizada pelas células de origem mesenquimal e está presente no soro local do trauma cirúrgico. A energia de superfície do material pode influenciar o tipo de proteína que será aderida ao material, mas o potencial para a proteína sofrer um rearranjo estrutural também é uma variável importante. À medida que as orientações da ligação dos íons, minerais, água, proteínas e outras moléculas são alteradas, há uma correspondente mudança na ancoragem de células à superfície via adesão de moléculas celulares, resultando em uma mudança na morfologia e finalmente no comportamento das células.

Existem duas possíveis formas pelas quais as células ósseas migram para a superfície do implante: na primeira elas vêm diretamente da trabécula vizinha; na segunda as células migram da matriz tridimensional. O primeiro método é o menos provável já que a trabécula vai estar danificada pelo trauma cirúrgico e a superfície estará coberta com proteínas adsorvidas. No segundo método, ou seja, migração da rede tridimensional, é preciso que a superfície do implante ancore a rede tridimensional. A ancoragem é necessária para suportar as contrações de tecido que ocorrem quando do remodelamento. Em implantes metálicos, a ancoragem é mecânica, é suposto que ocorra ligação química em implantes recobertos com materiais bioativos, os quais são ávidos na adsorsão de proteínas. O conceito de ligação química não esta ainda estabelecido porque é difícil isolar-se o efeito da rugosidade do efeito da composição química das camadas fosfatos de cálcio (DAVIES12). Testes in vitro mostraram que ocorre uma ligação íntima dos produtos da matriz extracelular e os substratos de carbonatoapatita, ao passo que se observa uma interface abrupta entre substrato de hidroxiapatita e esses produtos.

O primeiro material orgânico a entrar em contato com o implante é o sangue, cujo volume envolvendo o implante vai variar em função da geometria do implante e do sítio cirúrgico. O coágulo sofrerá uma série de eventos biológicos que terminarão na formação de tecido ósseo ao redor do implante. Deve-se considerar também que em função da localização do alvéolo cirúrgico, o implante entrará em contato com percentuais variáveis de osso cortical, osso trabecular e medula óssea. Outro fator que deve ser considerado refere-se às dimensões do alvéolo, algumas regiões dos implantes estarão comprimindo o tecido ósseo enquanto outras estarão em contato com sangue e uma variedade de células. Em conseqüência, durante o processo de osseointegração existem várias interfaces com o implante.

Os líquidos corporais ao molharem a superfície do implante fazem com que as células encontrem um superfície condicionada pelos componentes do fluido onde está inserido. A superfície do biomaterial estará coberta com uma mistura de lipídios, açúcares, íons e proteínas específicas para a composição química, topografia e a densidade de carga do substrato. As características da superfície determinarão quais moléculas irão adsorver, ao passo que a natureza e orientação dessas biomoléculas terão conseqüências diretas no recrutamento, ancoragem, proliferação e diferenciação das células. A ancoragem das células requer a presença de proteínas de ligação específicas, enquanto a proliferação e diferenciação requerem que fatores de crescimento e citocinas estejam presentes (ANSELME16).

7. Interface

O êxito na aplicação dos implantes osseointegráveis depende da manutenção da integridade da interface entre o osso neoformado e o implante. Isso significa que as cargas mastigatórias não devem apresentar intensidade para quebrar esta interface. Para isto ocorrer é necessário o planejamento protético previamente ao cirúrgico. A integridade da interface depende de vários fatores destacando-se: a intensidade e distribuição das forças mastigatórias, reações teciduais pós-cirúrgica, remodelamento ósseo, trauma criado durante a cirurgia, protocolo adotado para a cirurgia e estabilidade primária e secundária do implante. Na figura 2 mostra-se um grupo de células aderidas à superfície do implante após o ensaio mecânico de torque. Nesta figura é possível perceber que a interface de adesão do osso neoformado com o implante tem maior resistência que o osso, uma vez que a fratura ocorreu no osso durante o ensaio de torque. O osso-neoformado acompanha a geometria do implante. Posição FIGURA 2.

No planejamento da cirurgia deve-se analisar alguns parâmetros relacionados com a fase de fabricação do implante, local de implantação e possível resposta do hospedeiro. Estes parâmetros seriam: a seleção do material do implante; forma do implante; tipo e propriedades mecânicas do recobrimento; estado superficial do implante; tamanho, forma e distribuição da porosidade superficial quando esta existe em implante revestidos; mecanismo de ligação do tecido ao implante; características, viabilidade e propriedades do tecido circunvizinho; estabilidade primária e estímulo ao tecido que sendo formando; elasticidade do tecido; intensidade e forma do carregamento; e, resposta biológica do material. Como biomaterial, o titânio não forma uma barreira ao crescimento dos tecidos orgânicos quando em contato com o osso. Esta característica permite o crescimento do osso na superfície do implante e o preenchimento dos poros existentes, facilitando a biofixação do implante (ELIAS et al.17).

8. Limpeza e Preparação da Superfície

Não existe consenso entre os pesquisadores na definição da melhor superfície para induzir a osseointegração. Os pesquisadores recomendam que a superfície do implante deve ser isenta de impurezas, não definindo o nível de contaminação aceitável ou identificando as mais prejudiciais. Diante desta incerteza, procura-se produzir implantes com o mínimo possível de contaminação superficial para se evitar problemas desconhecidos que podem advir. Um dos motivos deste desconhecimento pode ser atribuído ao pouco tempo de uso intensivo dos implantes osseointegráveis.

A contaminação superficial dos implantes pode ter origem na limpeza incorreta durante a fabricação, manuseio do implante com ferramentas inadequadas durante a cirurgia ou até mesmo devido falta de profilaxia do paciente após a cirurgia. Há possibilidade, sem comprovação, de ocorrer a contaminação com ferro ou outro elemento químico, devido ao manuseio do implante com pinças de aço inoxidável durante o ato cirúrgico. A principal causa da contaminação dos implantes ocorre durante a fabricação. Na usinagem dos implantes (torneamento, furação e fresagem) é necessário que as ferramentas sejam resfriadas com líquidos direcionados sobre as ferramentas e na maioria das vezes emprega-se óleo mineral de corte com composições variadas que deixam a superfície do implante impregnada. Após a usinagem, vários banhos químicos são usados para realizar a remoção destes óleos. Às vezes os banhos de desengraxe possuem atividade agressiva ao titânio e modificam suas características tribológicas, em especial a sua rugosidade, composição dos óxidos de titânio da camada externa e a energia superficial. (ELIAS e LIMA3)

Considerando que as características morfológicas da superfície do titânio são de fundamental importância na fabricação dos implantes, as primeiras etapas de limpeza devem ser realizadas para

remover cavacos de usinagem e retirada do óleo de corte sem modificar a camada de óxido de titânio do implante. Estas etapas podem ser executadas por sucessivas imersões dos implantes em soluções alcalinas com agitação por meio de ultra-som, intercalando-se as imersões com lavagens em água corrente. É reconhecido que contaminações nas superfícies dos implantes, como resultado de métodos de limpeza e esterilização inadequados ou manuseio errado dos implantes durante o procedimento cirúrgico, podem causar falhas na osseointegração, mesmo após os implantes permanecerem em função durante anos.

A limpeza deficiente, bem como a contaminação durante a cirurgia, podem acarretar um processo inflamatório ou até mesmo infeccioso. Esta reação de defesa se prolonga até o reparo, que é a etapa em que um novo tecido é formado na área afetada. Tanto a inflamação quanto o reparo, quando excessivos, podem levar à lesão celular ou ao prejuízo da função do órgão (BOWERS5).

Na figura 3 mostra-se a superfície de um implante Master Screw® (Conexão Sistema e Próteses) após a limpeza, pode-se observar que a superfície apresenta ausência de contaminantes orgânicos. A remoção das impurezas aderidas à superfície é feita por meio da imersão em solução alcalina aquecida, aplicação de técnicas eletrolíticas ou imersão em solução ácida. POSIÇÃO FIGURA 3.

9. Morfologia da Superfície dos Implantes

A qualidade do acabamento superficial dos implantes é avaliada pela combinação das propriedades tribológicas, físicas, químicas, mecânicas e microestruturais. A deficiência do acabamento do implante pode comprometer o êxito da cirurgia, principalmente, quando há a formação da camada de óxido de titânio com espessura e composição inadequada. Todo o trabalho do cirurgião poderá ser perdido se o implante não apresentar uma morfologia superficial que permita a adesão e crescimento das células. A situação é agravada com a presença de cavacos de usinagem e a existência de tensões residuais heterogêneas na superfície. O efeito nocivo da existência de cavacos de usinagem na superfície ou nos furos dos implantes, refere-se à possibilidade destes defeitos soltarem-se durante a inserção do implante na cavidade impedindo assim a osseointegração. O processo de usinagem e os tratamentos posteriores determinam as características da superfície dos implantes, em especial a microestrutura, cristalinidade, composição química, propriedades mecânicas e químicas (ELIAS e LIMA4)

A camada de óxido é responsável pela passividade necessária à biocompatibilidade, bioadesão e resistência à degradação do material. A camada de óxido de titânio induz a osseointegração, evita a troca iônica indesejável para a união osso-implante e é responsável pela resistência à corrosão dos líquidos corporais, os quais possuem grande concentração de íons cloreto. Os cloretos existentes na corrente sanguínea, os líquidos com pH abaixo de 2 e as soluções fortemente alcalinas removem a camada protetora de óxido e facilitam a degradação dos metais.

Com base nos conceitos existentes na Ciência dos Materiais, é possível variar a capacidade de retenção dos implantes endósseos mediante a modificação da sua morfologia superficial. Empregando-se as técnicas metalográficas, é possível identificar as diferenças mais importantes entre as superfícies dos implantes comerciais, as quais estão relacionadas com a rugosidade, composições químicas, energia superficial, potencial químico devido à segregação, nível de encruamento, presença de compostos metálicos e não metálicos, existência de impurezas advindas da fabricação ou manuseio e espessura da camada de óxido. Esta análise é importante, uma vez que as moléculas de proteínas interagem com os óxidos da superfície do implante e esta interação depende destes parâmetros. As variações da rugosidade em nível macroscópico ou microscópico propiciam áreas de contato diferentes com as células e biomoléculas e são responsáveis pela intensidade e tipos de ligações biológicas individuais. A composição química da superfície determina a estabilidade e reatividade do implante, a qual deve ser constituída unicamente por

óxido de titânio para evitar que as ligações das biomoléculas sejam heterogêneas. A presença de impurezas na superfície compromete estas ligações (ELIAS et al.17)

A escolha do implante mais adequado a cada caso é feita com base nas condições ósseas do local da implantação. O processo de biofixação dos implantes endósseos e a cinética de neoformação óssea podem ser modificados pela qualidade e morfologia da superfície dos implantes. Os tipos das superfícies dos implantes osseointegráveis podem ser divididos em quatro grupos. O primeiro grupo é formado pelos implantes que empregam recobrimento com hidroxiapatita para acelerar a osseointegração. Um segundo grupo usa a modificação da rugosidade superficial por jateamento com partículas abrasivas, ataque com ácidos ou deposição de um revestimento de partículas de óxido de titânio. O terceiro grupo realiza tratamentos termoquímicos com soluções alcalinas para ativar a superfície do titânio e variar a espessura da camada de óxido. E o quarto grupo não realiza qualquer tratamento após a usinagem com o objetivo de alterar a morfologia, o implante usado na condição de usinado. Para o fabricante de implantes, a escolha do tipo de tratamento a ser empregado pode ficar limitada aos equipamentos de usinagem existentes, laboratórios disponíveis e ao grau de desenvolvimento tecnológico alcançado.

A produção de implantes sem recobrimento é a mais simples e necessita de menor investimento em infraestrutura. No tratamento com ácidos, a rugosidade do implante torna-se homogênea, há aumento da área superficial ativa e consequentemente melhora a possibilidade de bioadesão. Este tratamento pode ser executado pela imersão dos implantes em banhos de soluções de HCl/H2SO4, HF/HNO3 e HNO3, entre outras. Com o jateamento o aumento das microcavidades é maior e há a formação de uma microcamada com tensões residuais compressivas. Em alguns casos, as partículas usadas no jateamento podem ficar incrustadas na superfície do implante, contaminando-o. Os níveis de valores das tensões residuais, devido ao jateamento, dependem da dureza, tamanho e distribuição granulométrica das partículas empregadas no jateamento. Quanto maior a distribuição granulométrica das partículas, mais heterogênea a distribuição das tensões. O aparecimento de tensões residuais heterogêneas cria pilhas galvânicas e reduz a resistência à corrosão dos materiais metálicos. O jateamento pode ser feito com óxido de alumínio, titânio, silício, cloreto de sódio e hidroxiapatita, este último com custo muito alto (ELIAS et al.17). Na figura 4 são mostrados exemplos de morfologias de implantes comerciais. POSIÇÃO FIGURA 4.

Existem divergências quanto à influência do tipo de acabamento superficial do implante no êxito da cirurgia. Segundo MISCH18, o tratamento da superfície influencia em 40% para o sucesso da cirurgia, ficando o restante por conta da técnica cirúrgica empregada, processo de cicatrização e da carga aplicada sobre o implante após a regeneração óssea do local implantado. WENNERBERG et al.19 constataram que para os implantes jateados com partículas de TiO2 serem removidos necessitam de um torque 20% maior em relação aos implantes usinados. A criação de microcavidades na superfície do implante facilita a bioadesão das células.

10. Energia Superficial dos Implantes e Interação com as Células

O arranjo dos átomos na superfície externa dos metais é diferente da disposição atômica no volume interno. Esta variação eleva o nível de energia na superfície, tornando-a com maior tendência de adsorver átomos e moléculas estranhas. Quanto maior a energia por unidade de superfície do metal, maior a possibilidade de ocorrerem reações entre o organismo e a superfície do material e aumentam as possibilidades de ocorrerem modificações na composição do revestimento original. O titânio, por ter uma superfície com alta energia após sua usinagem, adsorve moléculas de O2 , as quais após cerca de 10 nanosegundos se dissociam e formam a primeira monocamada de oxigênio que se transforma em óxido de titânio em alguns milisegundos. Assim, dificilmente haverá contato entre o corpo hospedeiro e o titânio puro mas, com a camada de óxido de titânio. Logo, para a biocompatibilidade dos implantes de Ti com pureza comercial, as propriedades do óxido são mais

importantes que as do metal. BAIER et al.20 verificaram que a espessura da camada de proteínas que se forma na superfície dos implantes após 10 dias de implantação depende do estado de energia superficial. Observações histológicas feitas em implantes com alta energia de superfície indicaram que eles possuem camadas de proteínas com maior espessura do que os com baixa energia, revelando que a atividade celular varia com a energia superficial da amostra. Quando os implantes com baixa energia de superfície foram mecanicamente separados da cápsula tecidual e inspecionados imediatamente ao microscópio, verificou-se que o tecido mole da superfície do implante ocorreu na maior parte da superfície. Ao examinarem os tecidos do hospedeiro em contato com implantes com baixa energia de superfície, verificaram que as células permaneceram com seu aspecto globular, quase esférico, além de perder sua aderência, podendo ser facilmente separadas umas das outras. O aspecto globular destas células está associado a um pobre crescimento celular em cultura, não estando relacionado à atividade normal dos fibroblastos no processo de cicatrização.

Segundo WILLIAMS21, as interações bioquímicas diretas entre a superfície do implante e as moléculas do tecido são de curto alcance, predominando as ligações químicas por meio de forças fracas de van de Waals e pontes de hidrogênio. As primeiras apresentam energia de ligação inferior 10 kcal/mol e predominam a distância da ordem de 1mm, como por exemplo, a polarização molecular e os dipolos elétricos. As pontes de hidrogênio possuem energia de ligação ligeiramente inferior, entre 1 e 10 Kcal/mol. Interações de longo alcance envolvem a participação indireta da camada aquosa com a existência de forças do tipo hidratação e interação hidrofóbica. As forças fortes de ligação, do tipo covalente e iônica, com energia de ligação entre 10 e 100 kcal/mol, dependem das características microestruturais da superfície em escala atômica e ocorrem em defeitos como cátions e ânions e em átomos de impureza. A composição química dos óxidos, dos contornos de grãos e o teor de impurezas exercem grande influência na ocorrência das ligações fortes. Para o estudo da biocompatibilidade dos materiais e análise da osseointegração, precisa-se dos valores quantitativas e qualitativas do nível de energia superficial dos implantes, as quais influenciam na atração, repulsão e interações entre as superfícies do biomaterial com as proteínas, células e bactérias. A forma mais simples para se obter estas informações é por meio da medição do ângulo de contato com um líquido. Na área de biomateriais, a regra geral é que materiais com

tensão superficial entre 20 e 30 dinas/cm2 apresentam uma baixa bioadesão. Material com valores de tensão superficial superiores a esta faixa apresentam maior bioadesão. BAIER e MAYER20

foram os primeiros a considerarem o efeito da energia superficial do titânio na bioatividade. Eles relacionaram a tensão superficial crítica dos implantes com a biocompatibilidade. Segundo estes autores, materiais com alta energia superficial adsorvem mais facilmente macromoléculas, desenvolvem maior número de sítios favoráveis para ocorrer a ligação e formam camadas favoráveis para a ligação das células.

11. Resistência da Interface Implante-Osso

WENNERBERG et al.19 comparando implantes com superfície usinada e jateada, constataram que a força necessária para remover implantes rosqueados, colocados em coelhos, é menor quando os implantes possuem a superfície na condição como usinada. Verificaram também que a fixação é maior quando a superfície do implante possui rugosidade entre 0,9 e 1,3mm, obtida com jateamento com partículas de TiO2 ou Al2O3 e, não existe diferença significativa entre as amostras jateadas com partículas TiO2 e Al2O3 de igual granulometria. Este resultado pode ser atribuído ao fato de que o aumento da rugosidade da superfície melhora a fixação mecânica e facilita a distribuição de tensões com maior homogeneidade. BROSH et al.21 realizaram testes com implantes colocados no mesmo dia, e contataram que a resistência compressiva é de 451 + 813 N em espécimens colocados em cães. Três meses após a cirurgia, a resistência aumentou para 1194 + 132 N. A adesão e

espalhamento das células na superfície dos implantes são associadas às diferentes morfologias, rugosidades e características microestruturais dos implantes.

12. Revestimentos dos Implantes

Para aumentar a biofixação dos implantes de titânio tem-se procurado aumentar as interações implante/tecido mediante a deposição de uma camada de material bioativo na superfície do implante, destacando-se o uso de hidroxiapatita (HA), fosfato tricálcio e biovidro. Este revestimento não deve ser feito em toda a superfície do implante. Segundo LAUER et al22, as células epiteliais da gengiva humana aderem com maior facilidade na hidroxiapatita do que na superfície do titânio, ligas de titânio e plasma spray de titânio. A maior vantagem do emprego de revestimentos com material bioativo está na formação e maturação óssea mais rápida. Com isso, diminui-se o tempo entre a cirurgia e a colocação da prótese, além de aumentar a área superficial do implante. O implante revestido é particularmente indicado para implantação em locais de baixa qualidade óssea MISCH18. Embora a aplicação comercial do revestimento de hidroxiapatita já esteja estabelecida, as vantagens clínicas a longo prazo permanecem controvertidas.

A forma mais usual de deposição dos revestimentos sobre o titânio é por meio da aspersão térmica, técnica através da qual as partículas a serem depositadas são aceleradas e projetadas a altas temperaturas contra a superfície do implante. Neste processo a adesão é mecânica. Outras técnicas de deposição incluem eletroforese e precipitação a partir de soluções aquosas em ebulição. Apesar de existirem especulações quanto à qualidade do revestimento depositado por aspersão, esta técnica tem sido a mais usada. Para obter o revestimento de fosfato de cálcio, ANDRADE23 sugere o tratamento da superfície dos implantes em autoclave com baixa concentração de NaOH seguido da imersão em solução similar à corpórea e acelular, seguido ou não de tratamento térmico. Inicialmente, os pesquisadores supunham que a formação de osso sobre a superfície do implante de titânio puro ocorria em toda a superfície do implante. Os resultados atuais indicam que a justaposição ocorre em 55% da superfície do implante sem recobrimento e em 80% da superfície dos implantes recobertos com hidroxiapatita. MISCH18 apresentou outros valores, segundo o qual os implantes revestidos com HA têm 66,3% da superfície em recoberta com osso, enquanto que os não revestidos apresentam no máximo 50,2%. Porém, estudos realizados com cultura de células osteoblásticas em superfície de titânio puro e com hidroxiapatita, indicam que não existem diferenças qualitativas da ligação célula-implante entre as duas superfícies. ALBREKTSSON8 após ensaios in vivo, não verificou diferença na união do osso com implantes com ou sem revestimento de HA, concluindo que pode haver reabsorção da hidroxiapatita pelo organismo. GROISMANN et al.24 reportaram o percentual de sucesso clínico em 97,64% dos implantes cilíndricos recobertos com HA e de 94,65% com implantes com roscas recobertas com HA. Salientando que, quanto menor o diâmetro do implante, menor o percentual de sobrevida observado. Atribuindo este resultado ao fato dos implantes de menores diâmetros serem empregados em regiões mais críticas e que possuem pouca largura e altura óssea. Apesar do amplo uso de implantes com revestimento de HA, ainda existem controvérsias clínicas quanto ao diagnóstico e indicações. Possivelmente, devido ao fato de que a HA por ser instável, aumenta a suscetibilidade à infecção. Nas análises comparativas do desempenho dos implantes com e sem revestimento, deve-se considerar que emprego dos implantes recobertos com HA tem sido mais recente, além do fato do grande número de variáveis envolvidas, entre elas: local de colocação, experiência do profissional, protocolo cirúrgico diferenciado, regime pós-operatório e próteses com tamanho e forma diferentes. BIESBROCK et al.25 restringem o emprego de implantes recobertos de HA, sugerindo sua colocação quando o comprimento necessário do implante for menor ou igual a 10mm.

13. Influência do Tipo de Osso

De acordo com MISCH18, para implantes com iguais dimensões e forma, a escolha do acabamento da superfície é feita com base no tipo do osso que irá receber o implante. MISCH18 recomenda para o osso tipo 1 e 2 o emprego de implantes de titânio com a superfície sem revestimento. Para osso tipo 3 e 4 deve-se empregar implantes revestidos com partículas de titânio depositadas por plasma spray ou com hidroxiapatita, com o objetivo de aumentar a área de contato entre o osso e o implante. Deve-se ter o cuidado de escolher a hidroxiapatita do revestimento com cristalinidade superior a 50%. Para o osso tipo 4, o autor sugeriu o emprego de implantes com comprimento acima de 12 mm e com os maiores diâmetros possíveis. A preparação da cavidade deve ser feita com muito cuidado, uma vez que devido a baixa resistência mecânica do osso, pequenos movimentos laterais podem deslocar com facilidade o furo da inclinação planejada. Trabalhos recentes mostram alto percentual de sucesso de implantes com a superfície jateada e colocados em áreas de osso tipo 3 e 4 (CAVALCANTI26)

14. Rugosidade

Considerando que a interação das células e tecidos com o implante são afetadas pela topografia em níveis macroscópicos e à rugosidade em nível microscópico, a princípio, espera-se que o aumento da área superficial do implante, aumente o número de sítios para as células se ligarem, facilite o crescimento dos tecidos e aumente a estabilidade mecânica. Porém, isto não é uma regra geral. O efeito da microestrutura superficial na adesão de células depende do tipo de célula. Células gengivais do tipo fibroblastos de humanos aderem melhor às superfícies eletropolidas que às superfícies tratadas com ácido ou jateadas. Em contrapartida, macrófagos exibem rugofilia, ou seja, preferem superfícies rugosas. As células epiteliais são mais atraídas por superfícies rugosas do que por superfícies lisas, assim como células osteoblásticas aderem com maior facilidade às superfícies rugosas como as encontradas em implantes comerciais tratados com jateamento do que em superfícies polidas.

O nível de rugosidade deve ser controlado porque as células necessitam de pontos de ancoragem na superfície do implante para iniciar a proliferação e garantir a biofixação com o hospedeiro. Se a superfície possui rugosidade muito menor que o tamanho das células, poderá ocorrer ausência dos sítios de fixação. Por outro lado, se o implante possuir grandes número de picos ou vales mas, estes possuem superfícies lisas, as células, igualmente, não poderão se fixar ao implante. Os valores de ideais da rugosidade, sugeridos na literatura são discrepantes. Esta discrepância pode ser atribuída aos tipos de tratamentos superfiais dos implantes (ataque ácido, jateamento, plasma spray) e à metodologia empregada na medição da rugosidade. BOWERS et al.5 analisaram a influência da rugosidade na adesão e morfologia das células osteoblásticas em amostras de titânio. Em seus trabalhos os espécimes foram polidos com lixa SiC 600, jateados com partículas de Al2O3 de diâmetro médio igual a 50 µm ou atacadas entre 1 a 10 minutos. Após a preparação superficial, as amostras foram passivadas, lavadas com água destilada e secas em vácuo. Os pesquisadores constataram que após o tratamento com ácido e passivação química, a morfologia da superfície torna-se mais homogênea e não há diferença significativa na rugosidade das amostras imersas no ácido durante 5 e 10 minutos. Após 15 minutos de teste não há diferença na morfologia das células aderidas nas amostras. Mas, após 120 horas, se observou maior número de células aderidas nas amostras jateadas com Al2O3 do que nas tratadas com ácido. Embora o aumento da rugosidade da superfície promova uma maior ancoragem, a resistência da interface implante-osso não pode ser atribuída exclusivamente a este parâmetro. Os implantes usinados e jateados com partículas de Al2O3 de 25 e 250 µm apresentaram resistência ao torque praticamente iguais, apesar das rugosidades serem muito diferentes e os implantes jateados com partículas de Al2O3 com 25 µm apresentarem maior área de contato osso-implante do que os tratados com partículas de Al2O3 com 250 µm. As dimensões das microcavidades, assim como a orientação das ranhuras superficiais dos implantes, influenciam na adesão das células, proliferação, diferenciação e produção de fatores

locais. Na figura 5 é mostrado um exemplo de uma superfície de implante que possui macrorugosidades sem microrugosidades. A ausência de microrugosidades dificulta a adesão das células. POSIÇÃO FIGURA 5.

CHEN e ZHANG27 analisaram a influência da rugosidade na resistência à corrosão de implantes de titânio. As amostras foram usinadas ou polidas para obtenção de macrorugosidades e

microrugosidades, respectivamente. A seguir, foram tratadas a 400 e 700 oC durante 45 minutos e a temperatura ambiente durante 24 horas. Os ensaios de corrosão realizados em solução Hanks

indicaram que as amostras tratadas a 400 oC apresentaram a maior resistência à corrosão e a menor liberação de íons. Este comportamento foi atribuído ao aumento da espessura da camada de óxido. Constataram também que o aumento da rugosidade diminui a resistência à corrosão e que a amostra no estado como usinada apresenta a maior liberação de íons.

LIMA et al.28 avaliaram a fixação de implantes de titânio rosqueados usinados ou jateados com partículas de óxido de titânio instalados em tíbias de coelhos. Os testes ANOVA e t teste indicaram que a resistência ao torque foi significativamente maior para os implantes jateados.

O comportamento do titânio é influenciado pela estrutura superficial e pela composição química do implante. A dificuldade em se analisar a influencia do óxido está em se isolar esta variável das demais. Por exemplo, em um estudo específico é necessário alterar a composição do óxido mantendo-se a rugosidade e a espessura, em um segundo estudo faz-se a variação de outra variável e assim sucessivamente. LARSSON et al.29 verificaram que após 7 semanas havia menor quantidade de osso em torno de implantes com superfície eletropolida em relação ao implante com acabamento superficial obtido após a usinagem com ranhuras entre 1 e 10 µm ou anodizado com ranhuras aproximadamente igual a 1 µm. Após uma semana houve formação de osso em torno dos implantes caracterizada por uma fina camada de lamínulas ósseas cobertas com osteóide originada do endósteo. Esta camada distava entre 1 e 2 mm da superfície do implante e crescia em direção ao mesmo. Não foi observada a formação de osso nas arestas das roscas do implante. Em implantes eletropolidos há menor formação de osso devido a menor rugosidade superficial e a presença de uma camada de óxido com menor espessura. Este comportamento pode ser atribuído ao fato que as células de osteoblasto aderem e espalham com maior facilidade em superfícies rugosas do que em polidas.

Quanto aos implantes recobertos com HA, de modo geral há maior quantidade de osso recobrindo os implantes em relação aos implantes sem revestimento, o número de lacunas entre o revestimento de HA e o osso é menor e a formação de nódulos mineralizados é mais pronunciada. Apesar destas diferenças, não está claro como a superfície do implante promove ou inibe a osteogênese. Possivelmente, o êxito depende da osteogênese rápida em torno implante, ou seja, da rápida adesão de osteoblastos na superfície do implante. Até a presente data, não existem dados suficientes que expliquem o processo de adesão inicial dos osteoblastos. O comportamento das células é dependente da interação e da ação desencadeadora de atividades das células e das moléculas.

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LEGENDAS

Figura 1: Exemplo de seleção do implante com base na qualidade óssea.

Figura 2: Interface de ligação do osso-neorfomado e o implante. Microscopia eletrônica de varredura da superfície de um implante colocado na tíbia de coelho e removido por ensaio de torque.

Figura 3: Superfície de um implante não comercial após a limpeza e desengraxe. Pode-se observar a ausência de contaminantes oriundos do processo de usinagem.

Figura 4: Morfologias de implantes comerciais. (A) forma das roscas e acabamento superficial do implante Nobel-Biocare. (B) Forma do desenho do sistema Master Screw. ( C ) Forma da região do ápice do sistema Restore. ( D ) Forma dos filetes das roscas do sistema Restore.

Figura 5: Implantes não comerciais. (A) Superfície do implante submetida à imersão em ácido durante um tempo excessivo. Pode-se observar as macrorugosidades formadas e ausência de microcavidades para permitir a ancoragem das células. (B) Tratamento de oxidação. Pode-se observar inúmeras microcavidades.

Figura 2: Interface de ligação do osso-neorfomado e o implante. Microscopia eletrônica de varredura da superfície de um implante colocado na tíbia de coelho e removido por ensaio de

torque.

Figura 3: Superfície de um implante não comercial após a limpeza e desengraxe. Pode-se observar a ausência de contaminantes oriundos do processo de usinagem.

(A) ( B )

( C ) ( D )

Figura 4: Morfologias de implantes comerciais. (A) forma das roscas e acabamento superficial do implante Nobel-Biocare. (B) Forma do desenho do sistema Master Screw. ( C )

Forma da região do ápice do sistema Restore. ( D ) Forma dos filetes das roscas do sistema Restore.

Figura 5: Implantes não comerciais. (A) Superfície do implante submetida à imersão em ácido durante um tempo excessivo. Pode-se observar as macrorugosidades formadas e ausência de microcavidades para permitir a ancoragem das células. (B) Tratamento de oxidação. Pode-se

observar inúmeras microcavidades.